JP3625305B2 - The ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

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Description

【0001】 [0001]
【産業上の利用分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
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ようにした超音波診断装置に関する。 The present invention, the ultrasound contrast agent is injected into the subject, an ultrasonic diagnostic apparatus to obtain a contrast image by utilizing the nature of echoes is enhanced by the strong scattering characteristics for ultrasound the contrast agent.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
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。 Recently, a contrast echo method using the ultrasonic contrast agent has been attracting attention in the analysis field of myocardial image.
【0003】 [0003]
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(perfu−sion)による心筋内血流の灌流域の評価に利用されている。 As one of the contrast echo method, myocardial contrast echo method by arterial injection that injects the ultrasound contrast agent from the artery have been research, the evaluation of the perfusion areas of myocardial blood flow Myocardial distribution image (perfu-sion) It's being used. 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。 The myocardial contrast echo method is to inject ultrasound contrast agent than catheters placed in the aorta (e.g., 5% human albumin generated bubble by use manual manner or sonicator). 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。 Perfusion zone of myocardial blood flow by contrast agents is displayed as a brightness enhancing region on the B-mode. 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。 Similarly, in order to assess the dominant vasculature evaluation or tumor perfusion area of ​​the blood flow, a contrast echo method using arterial injection in the abdominal region is studied. 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。 Diagnostic apparatus for carrying out these contrast echo method, an ultrasonic diagnostic apparatus or even a workstation for general inspection is used. 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したりするようになっている。 Accordingly, so as or quantitative evaluation to assess the brightness enhancement B-mode image, or after suitable processing image data stored in the memory on the workstation, the change in luminance level by visual inspection.
【0004】 [0004]
また、近年、超音波造影剤を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、これ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。 In recent years, ultrasound contrast agents can be evaluated in the left heart system by injecting an ultrasound contrast agent from the vein been developed, ultrasound contrast echo method using the same have been attempted.
【0005】 [0005]
この超音波造影剤としては、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。 As the ultrasound contrast agents have been imported and sold by Shionogi & Co., in the albumin membrane generates when sonicating "5% human serum albumin, an average particle diameter of about 4μm to containment air of air small sphere "(brand name: Arve Nex Note 5ml) there is.
【0006】 [0006]
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。 Contrast echo method by the intravenous injection is currently testing, it is a research stage, the future, in the diagnosis, such as the head, the heart chamber, abdomen, there is a growing expectation on its usefulness.
【0007】 [0007]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
上述した従来のコントラストエコー法のうち、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。 Among the conventional contrast echo method described above, the contrast echo method by arterial injection, it is necessary to indwelling catheter into the aorta, it facilities for enforcing it (operating room) is limited to a relatively large hospital, also invasive depending on the reason for such larger burden of the patient for diagnosis involving sexual, in general clinical it is assumed that hard to spread easier in the future.
【0008】 [0008]
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、造影剤を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、輝度増強の程度が下がる。 On the other hand, the intravenous infusion by contrast echo method, invasive significantly smaller, although the patient's burden can be small, since the contrast agent to reach through the lungs into the myocardium or other site of interest, the contrast by arterial injection compared to echo method, the contrast agent concentration becomes thin, down the degree of brightness enhancement. このため、心筋、腹部の末梢部位など、その周囲から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には適用できないという現状にある。 Therefore, cardiac muscle, such as peripheral sites of the abdomen, in the region affected large tissue echoes from its surroundings, it is very difficult to observe the brightness enhancement by the contrast medium, the perfusion areas of myocardial blood flow Myocardial distribution image of the evaluation is in the status quo that it can not be applied.
【0009】 [0009]
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、造影剤による輝度増強の像を的確に得る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。 The present invention has such has been made in view of the current situation of the contrast echo method using the conventional ultrasound contrast agents, the site affected tissue echoes from the surroundings is large (myocardial, organ substantially, etc.) But intravenous infusion It implemented a contrast echo method using, and an object thereof is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of obtaining accurately the image of brightness enhancement due contrast agent.
【0010】 [0010]
特に、心筋分布像による心筋内血流の灌流域の評価を静脈注入によるコントラストエコー法により可能にした超音波診断装置を提供することを、別の目的とする。 In particular, to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable by contrast echo method by intravenous infusion to evaluate perfusion areas of myocardial blood flow Myocardial distribution image, the another object.
【0011】 [0011]
さらに、超音波診断装置では心壁の運動評価が可能であるので、心壁の運動情報と心筋血流の灌流情報を同時に収集・評価可能な超音波診断装置を提供することを、別の目的とする。 Further, since the ultrasonic diagnostic apparatus is capable of motion estimation of the cardiac wall, to provide a simultaneous collection and evaluable ultrasonic diagnostic apparatus perfusion information motion information and myocardial blood flow heart wall, another object to.
【0012】 [0012]
また、狭心症の診断に使われるストレスエコー法において、それぞれの負荷状態での心壁の運動情報と心筋血流の灌流情報を同時に収集・評価可能な超音波診断装置を提供することを、別の目的とする。 Further, in the stress echo technique used for the diagnosis of angina pectoris, to provide a simultaneous collection and evaluable ultrasonic diagnostic apparatus perfusion information motion information and myocardial perfusion heart wall in a respective load state, It is another object of.
【0013】 [0013]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
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。 To achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention is constructed as follows.
【0014】 [0014]
本発明に係る超音波診断装置は、超音波パルス信号と電気量の信号との間で互いに双方向に変換可能なプローブと、所望の励振周波数を中心周波数とする基本波成分に対する非基本波成分の信号のレベルを積極的に抑圧して実質的にその基本波成分の励振周波数から成る電気量の駆動パルス信号を前記プローブに与える送信手段と、前記プローブが前記駆動パルス信号に応答して前記超音波パルス信号を放射するとともに該超音波パルス信号の反射信号を受信したことに応じて該プローブから出力される電気量のエコー信号を入力して該エコー信号から前記基本波成分と該エコー信号に含まれる該基本波成分に対する前記非基本波成分とに関する画像データを生成する受信処理手段と、その画像データを表示する表示手段と、を備えたことを Ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, the non-fundamental component relative to the fundamental wave component of the probe can be converted bidirectionally with each other between the signal of the ultrasonic pulse signal and the quantity of electricity, and the center frequency of the desired excitation frequency and transmitting means for providing a substantially drive pulse signal of the electric quantity consisting excitation frequency of the fundamental wave component to the probe by suppressing the level of the signal actively, the said probe in response to the drive pulse signal ultrasonic pulse signal the fundamental wave component and the echo signal to input echo signal of an electrical quantity which is output from the probe from the echo signals in response to receiving a reflected signal with it radiates an ultrasonic pulse signal a reception processing means for generating image data related to said non-fundamental component to fundamental wave components included in a display means for displaying the image data, further comprising a 部とする。 And parts.
【0015】 [0015]
特に、前記基本波成分は1つの基本波周波数から成り、前記非基本波成分はその基本波成分の高調波成分,分調波成分、および超調波成分の内の少なくとも1成分から成る。 In particular, the fundamental wave component consists of one fundamental frequency comprises at least one component of said non-fundamental component harmonic component of the fundamental wave component, subharmonic components, and ultra harmonic components. 前記非基本波成分は、前記基本波成分の二次高調波成分が好適である。 The non-fundamental component, the secondary harmonic component of the fundamental wave component is preferred.
【0016】 [0016]
特に、前記送信手段は、前記非基本波成分を積極的に抑圧する抑圧手段を備える。 In particular, the transmission means comprises suppressing means for suppressing actively the non fundamental component. この抑圧手段は、例えば、送信時にのみ共振状態となり前記駆動パルス信号の基本波成分のみを通過させる送信共振回路であり、この送信共振回路を前記送信手段の一部を成すパルサ回路と前記プローブとの間に介挿した構成が好適である。 The suppression means may, for example, a transmission resonant circuit that passes only the fundamental wave component of the driving pulse signal becomes a resonance state only during transmission, the transmission resonant circuit and pulser circuit forming a part of said transmitting means and said probe configuration interposed between is preferred.
【0017】 [0017]
また、前記基本波成分は複数の異なる基本周波数から成り、前記非基本波成分は、それらの基本波周波数間または基本周波数の高調波成分の和もしくは差の周波数成分のうちの少なくとも一成分から成る構成が好適である。 Further, the fundamental wave component is composed of a plurality of different fundamental frequencies, wherein the non-fundamental component is composed of at least one component of the frequency components of the sum or difference of the harmonic components of their fundamental frequency or inter fundamental frequency configuration is preferred. 例えば前記複数の異なる基本周波数の数は2つであり、前記非基本波成分は前記高調波成分の差である。 For example, the number of the plurality of different basic frequency is two, the non-fundamental component is the difference of the harmonic components.
【0018】 [0018]
さらに、前記超音波診断装置は被検体に静脈から超音波造影剤を注入して超音波エコー像を得る超音波コントラストエコー法を適用する装置であって、この超音波造影剤の注入タイミングを知らせる告知手段と、前記超音波造影剤の注入後に得られた少なくとも前記非基本波成分の画像データに当該超音波造影剤の注入後の経過時間データを重畳する重畳手段とをさらに備える。 Further, the ultrasonic diagnostic apparatus comprising an apparatus for applying ultrasonic contrast echo method to obtain from the vein by injecting ultrasound contrast agent ultrasound echo image to the subject, informing the injection timing of the ultrasound contrast agent and notification means further includes a superimposing means wherein for superimposing ultrasound contrast agents elapsed time data after injection of at least the corresponding to the image data of the non-fundamental component ultrasound contrast agents obtained after the injection of.
【0019】 [0019]
さらに、前記超音波診断装置は、被検体に静脈から超音波造影剤を注入して超音波エコー像を得る超音波コントラストエコー法を適用する装置であって、心筋や血管壁などの組織のエコーレベル増強領域と心腔や血管などの組織外の領域とを区別する領域区別手段と、前記組織のエコーレベル増強領域のみを選択的に表示する領域表示手段とをさらに備える。 Further, the ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus for applying ultrasonic contrast echo method to obtain the ultrasound contrast agent was injected ultrasonic echo image from the vein to the subject, echoes tissue such as cardiac muscle and blood vessel wall further comprising a distinguishing region distinguishing means and outside the organization areas such levels enhancing region and the heart chambers and blood vessels, and a region display means for selectively displaying only the echo level enhancing region of the tissue.
【0020】 [0020]
特に、前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分に基づいて当該非基本波成分を発生させる反射エコー源の運動速度の二次元分布データを演算する速度演算手段とを備えるとともに、前記表示手段は、前記運動速度の二次元分布データを表示する速度表示手段を備える。 In particular, the receiving processing means, extracting means for extracting the non-fundamental component from the echo signal, two-dimensional distribution of the motion velocity of the echo source for generating the non-fundamental component based on the non-fundamental component together and a speed calculating means for calculating a data, said display means comprises a speed display means for displaying the two-dimensional distribution data of the motion velocity.
【0021】 [0021]
特に、前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記基本波成分および非基本波成分を抽出する第1,第2の抽出手段と、前記基本波成分に基づいて組織の形態情報の画像データを得る第1の演算手段と、前記基本波成分に基づいて組織の運動情報の画像データを得る第2の演算手段と、前記非基本波成分に基づいて当該非基本波成分を発生させる組織内の血流情報の画像データを得る第3の演算手段と、前記組織の形態情報,組織の運動情報、および組織内の血流情報の少なくとも1つの画像データを前記表示手段に出力する画像データ出力手段とを備える。 In particular, the receiving processing means, first extracting the fundamental wave component and a non-fundamental component from the echo signal, and the second extracting means to obtain image data of the form information of the tissue on the basis of the fundamental wave component a first computing means, the blood in the tissue to generate a second computing means for obtaining the image data of the motion information of the tissue on the basis of the fundamental wave component, the non-fundamental component based on the non-fundamental component a third arithmetic means for obtaining the image data flow information, the tissue in the form information, the image data output means for outputting the motion information of the tissue, and at least one image data of the blood flow information in the organization on the display unit equipped with a.
【0022】 [0022]
さらにまた、前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分に基づいて画像データを生成する生成手段と、一定期間にわたる複数フレーム分の前記非基本波成分の画像データを記憶する記憶手段と、この複数フレーム分の画像データに基づいて組織(心筋など)の同一部位の輝度変化曲線のデータを演算する時系列データ演算手段と、その輝度変化曲線のデータから当該曲線の特徴量を演算する特徴量演算手段とを備えるとともに、前記表示手段は、前記輝度変化曲線を前記特徴量と共に表示する手段を備える。 Furthermore, the reception processing unit includes an extraction means for extracting the non-fundamental component from the echo signal, extraction means for extracting the non-fundamental component, generates image data based on the non-fundamental component a generation unit, data of the luminance change curve of the same site of the storage means for storing image data of the non-fundamental component for a plurality of frames over a period of time, tissue based on the image data of the plurality of frames (such as myocardial) together comprise a series data calculation means when calculating the feature quantity calculating means for calculating a feature quantity of the curve from the data of the brightness change curve, said display means displays the intensity variation curve with the characteristic quantity provided with the means.
【0023】 [0023]
【作用】 [Action]
送信手段からプローブに与えられる駆動パルス信号は、その非基本波成分(2次高調波成分など)のレベルが実質的に且つ積極的に減少され、その殆どが基本波成分のみとなって、プローブに与えられる。 Drive pulse signal supplied from the transmitting unit to the probe, the level of non-fundamental component (such as a second harmonic component) are substantially and aggressively reduced, most of it becomes only the fundamental wave component, the probe It is given to. この非基本波成分の積極的な抑圧は、 例えば、送信時にのみ共振して基本波成分のみを通過させる送信共振回路によって、好適に実施される。 The aggressive suppression of the non-fundamental component, for example, by the transmission resonant circuit to pass only the fundamental wave component resonates only when transmission is suitably performed.
【0024】 [0024]
このため、超音波造影剤を静脈から注入する超音波コントラストエコー法を実施したとき、超音波造影剤の非線形の超音波ビーム散乱はそのままエコー信号の非基本波成分に反映する。 Therefore, when carrying out the ultrasonic contrast echo method of injecting an ultrasound contrast agent from a vein, an ultrasonic beam scattering non-linear ultrasound contrast agent as it is reflected in the non-fundamental component of the echo signal. すなわち、被検体に入射させる超音波ビームは実質的に基本波成分のみであるから、エコー信号に含まれる非基本波成分は造影剤の非線形散乱に依存したものとなる。 That is, since the ultrasonic beam to be incident on the object is substantially only the fundamental wave component, a non-fundamental component contained in the echo signal becomes dependent on the nonlinear scattering of the contrast agent. したがって、非基本波成分を画像化することにより、造影剤の流れを把握することができる。 Thus, by imaging the non-fundamental component, it is possible to grasp the flow of the contrast agent. このように、予め基本波成分のみに実質的に加工した超音波ビーム信号を入射させるようにしたので、組織エコーの影響が大きい部位に対しても、静脈注入のコントラストエコー法を適用して、例えば心筋分布像による心筋内血流の灌流域の評価を好適に行なうことができる。 Thus, since so as to incident ultrasound beam signals that are substantially processed only advance fundamental component, also for site effect is large tissue echoes, applying a contrast echo method intravenous infusion, for example assessment of perfusion region of myocardial blood flow myocardial distribution image can be suitably performed.
【0025】 [0025]
特に、心筋内診断には有効で心壁の運動情報も同時に収集したり、ストレスエコー法と組合せて実施したりすることで心筋血流との関係において、心臓の機能評価を総合的に行なえる。 In particular, the motion information of the valid heart wall for intramyocardial diagnose or collected at the same time, in relation to the myocardial blood flow by or carried out in combination with the stress echo technique comprehensively perform a functional evaluation of the heart .
【0026】 [0026]
【実施例】 【Example】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED embodiment of the present invention with reference to the drawings.
【0027】 [0027]
(第1実施例) (First Embodiment)
第1実施例を図1〜図3に基づいて説明する。 The first embodiment will be described with reference to FIGS. この第1実施例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次元表示するコントラストエコー法を実施するものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment detects efficiently second harmonic component generated by the nonlinear scattering bubbles contained in the ultrasound contrast agent, the contrast echo method to display the distribution image 2D it is intended to implement.
【0028】 [0028]
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。 As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe 10 for transmitting and receiving ultrasound signals to and from the subject, as well as driving the ultrasonic probe 10, a reception signal of the ultrasonic probe 10 consisting processing apparatus main body 11.
【0029】 [0029]
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。 Ultrasound probe (hereinafter referred to as "probe") 10, a plurality of transducers are configured in a phased-array type which are arranged in the scanning direction. 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。 Reception characteristics of each transducer is formed on the same, capable of detecting second harmonic components generated by the fundamental wave component and the biological driving the vibrator, has a sufficiently wide signal pass band.
【0030】 [0030]
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、および処理された画像を表示する表示系の各回路を有している。 Apparatus main body 11 has a transmission system for driving the probe 10, the receiving and processing system for receiving process signals from the probe 10, and each circuit of the display system for displaying the processed image. この他に、操作パネルなどの入力系や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。 In addition, there are such detection system of a biological signal such as an input system and ECG, such as the operation panel, it is omitted in the drawing.
【0031】 [0031]
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。 Transmission system, the clock generation circuit 20, a transmission delay circuit 21, a pulser circuit 22 and the transmission resonant circuit 23. 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。 Clock generating circuit 20 is a circuit for generating a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the ultrasonic signal, the transmission delay circuit 21 is a circuit for implementing a transmission focus by applying a delay at the time of transmission. 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。 Pulser circuit 22 is separate path (hereinafter, referred to as "channels") corresponding to the respective transducers incorporates a number of the pulsers of, generates a driving pulse at the delayed transmission timing is applied, to the transducers of the probe 10 and supplies.
【0032】 [0032]
また、送信共振回路23は本発明の特徴の1つに対応する回路であり、生体内の超音波造影剤により発生するエコー信号の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。 The transmission resonant circuit 23 is a circuit corresponding to one of the features of the present invention, it is equipped with second harmonic component of the echo signal generated by ultrasound contrast agents in the body in order to efficiently detect . 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。 That is, as long as the pulser is not a perfect sine wave drive at the time of transmission, has a function of removing harmonic components necessarily occur. 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。 The transmission resonant circuit 23, as specifically shown in FIG. 2, a limiter 24 consisting of diodes antiparallel circuit resonate with the capacitive impedance, such as a probe or cable, coil portion having a bandpass only about a fundamental and a 25. 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。 Since the limiter 24 is turned on at a higher level there is a signal value to be applied, the transmission resonant circuit 23 only becomes a resonant state when the signal level is high transmission, remain non-resonant state during reception. 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。 A series circuit of the limiter 24 and the coil portion 25 is equipped for each channel in practice.
【0033】 [0033]
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33を例えばこの順に備えている。 Furthermore, reception and processing system on the output side of the probe 10 includes a preamplifier circuit 30, reception delay adder circuit 31, a band pass filter (BPF) 32a, 32b, and receiver circuit 33, for example, in this order. 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。 Preamplifier circuit 30 amplifies the power of the received echoes for each receiving channel, and sends the reception delay adder circuit 31. 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。 Reception delay adder circuit 31, and an adder for adding these delays result a delay unit for each reception channel, carrying out reception focusing on the received echo signals. 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。 The output side of the reception delay adder circuit 31, a band-pass filter 32a for use the fundamental and non-linear waves, 32b are connected in parallel. 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。 Pass band of the fundamental wave bandpass filter 32a is consistent with the fundamental component of the echo signal, on the other hand, is that of the band pass filter 32b for nonlinear wave meets the second harmonic component of the echo signal. さらに、レシーバ回路33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。 Further, the receiver circuit 33 in the fundamental wave component and second harmonic component by component, envelope detection, a reception processing circuit for obtaining an image signal by performing processing such as log compression B-mode image.
【0034】 [0034]
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。 Furthermore, the reception-processing system includes a DSC (Digital Scan Converter) 35, and a monitor 36. DSC35は、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。 DSC35 is, A / D converter, a multiplexer, a frame memory, a write / read circuit, and the like D / A converter, so as to form an image signal of one frame corresponding to the commanded display mode, the image signal It has to be read in the standard TV system. このDSC35から読み出された画像信号はモニタ36に出力され、表示される。 Image signal read from the DSC35 is output to the monitor 36, is displayed.
【0035】 [0035]
続いて、第1実施例の作用効果を説明する。 The following describes the effects of the first embodiment.
【0036】 [0036]
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、 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。 At the time of transmission, while being multiplied by the transmission focus by the transmission delay circuit 21, the drive voltage signal is supplied to the transducers of the probe 10 for each channel from the pulser circuit 22 via the transmission resonant circuit 23. 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。 In this case, the limiter 24 of the transmission resonant circuit 23 is kick on for the drive voltage signal is higher than the predetermined level, the resonance unit 24 resonates. 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。 This resonance, only the fundamental wave component of the driving voltage signal is supplied to the transducers of the probe 10 through the transmission resonant circuit 23.
【0037】 [0037]
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。 Full sine wave driving of the pulser circuit 22 is practically difficult, usually contain a harmonic component in the generated driving voltage signal by the transmission resonant circuit 23, such harmonics are intentionally is interrupted, each transducer is excited by a drive voltage signal of only the fundamental wave component.
【0038】 [0038]
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。 When the transducers of the probe 10 in this manner is excited, the ultrasound beam signal transmission focus is hung toward the diagnosis region, such as the myocardium of the object is sent from the probe 10. この超音波ビーム信号は、診断部位の各組織および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。 The ultrasound beam signals, each tissue and injected with and ultrasound contrast agents for diagnostic site (e.g., the aforementioned "Arve Nex Note 5ml": brand name) the ultrasound echo signals reflected and scattered by. 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。 In particular, the ultrasound contrast agent is composed of microbubbles, echo signals are enhanced by the strong scattering characteristic due to the air bubbles. 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。 There are non-linear characteristics for this scattering is also generated harmonic component by the scattering of the nonlinear characteristics. 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。 As a result, it contains echo components from the tissue other than the contrast agent (bubbles) in the ultrasonic echo signal echo component (fundamental wave component and harmonic components thereof) from (fundamental wave component) and a contrast agent.
【0039】 [0039]
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。 The ultrasonic echo signal is received by each of the transducers of the probe 10 and converted into corresponding electrical signals. 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。 Since the power of the echo signal of the electrical quantity is weak, not possible to kick on the respective limiter 24 of the transmission resonant circuit 23, the transmission resonant circuit 23 remains non-resonant state. 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30で各チャンネル毎に受信遅延され、加算される。 As a result, the echo signal reception delay any after being reached power amplifying to the preamplifier circuit 30 is not involved in reception delay adder circuit 30 for each channel to the transmission resonant circuit 23 including a fundamental component and harmonic components It is, is added. これにより、受信フォーカスが掛けられる。 Thus, reception focusing is applied. この受信エコー信号は基本波用BPF32aおよび非線形波用BPF32bに並行して送られる。 The received echo signals are sent in parallel to the fundamental wave for BPF32a and nonlinear wave for BPF32b. 基本波用BPF32aでは、エコー信号のうちの基本波成分Sfが抽出され、後段のレシーバ回路33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S2fのみが抽出され、同様にレシーバ33に送られる。 In the fundamental wave for BPF32a, extracted fundamental component Sf of the echo signals are directed to the subsequent stage of the receiver circuit 33, only the second harmonic component S2f of the echo signals in the non-linear wave for BPF32a are extracted, Similarly, it is sent to the receiver 33.
【0040】 [0040]
レシーバ回路33に送られた基本波成分Sf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。 Echo signal of the fundamental wave component Sf sent to the receiver circuit 33 receives the processing such as envelope detection or logarithmic compression, image data of the B-mode image of the fundamental wave component (luminance modulation image amplitude) is generated. 一方、レシーバ回路33に送られた2次高調波成分S2f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。 On the other hand, the echo signals of the secondary harmonic component S2f sent to the receiver circuit 33 also receives the same processing, image data of the B-mode image of the second harmonic component is generated.
【0041】 [0041]
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。 Image data of each B-mode images of these fundamental wave component and second harmonic component is then in DSC35, is converted into image data of commanded display mode. 基本波成分によるBモード像IMf(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IM2f(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IMf上に2次高調波像IM2fを重畳表示する表示態様の指令がなされる。 B-mode image IMf by the fundamental wave component (hereinafter, simply referred to as "fundamental wave image") and second harmonic component by the B-mode image IM2f (hereinafter, simply referred to as "second harmonic image") variety As the display mode of what is there, command display mode to superimpose the second harmonic image IM2f on eg the fundamental wave image IMf during enforcement contrast echo method is performed. 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3に示す如く、基本波像IMfに2次高調波像IM2fが重畳された画像「IMf+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。 DSC35 be synthesized both image data in response to this, the supply to the monitor 36, as shown in FIG. 3 on the monitor 36, the image in the fundamental wave image IMF secondary harmonic image IM2f superimposed "IMF + 2f" There appears, it is possible to observe the distribution of the ultrasound contrast agent therein in the form of living tissue.
【0042】 [0042]
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)カットして実質的に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。 Thus, in this embodiment, substantially transmits ultrasound beams in a state of only the fundamental wave component is intentionally (positively) cuts the harmonic components other than the fundamental wave component by the transmission resonant circuit 23 and for which the secondary harmonic components included in the echo signal is only the ones mostly due to scattering characteristics of the nonlinear ultrasound contrast agents. 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。 That is, the ultrasound signals transmitted fundamental wave component, since only the second harmonic component due to scattering of the contrast medium can be selectively signal processing to imaging, the bandwidth of the tissue attenuation and transmission and reception system in view of, the use of excellent second harmonic component.
【0043】 [0043]
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。 Incidentally, in the embodiment, a case has been exemplified in the second harmonic component as the nonlinear wave component extracting, the present invention is not necessarily limited thereto. 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。 For example Other nonlinear wave component, N harmonic component (N × f: f is the fundamental frequency, N is the positive integer), N order subharmonic component (f / N: f is the fundamental frequency, N is the positive integer ), even more super harmonic (M × f / N: f is the fundamental frequency, M, N adopts a positive integer) other than 1, selective those frequency components in the nonlinear wave BPF for in the same manner as described above it may be extracted to. 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したりするという構成としてもよい。 Further, in order to cover a plurality of the harmonic components at the same time, or through the signal extraction / processing system it's more each, or equipped individually, without separating a plurality of non-linear wave components in one system it may be configured that.
【0044】 [0044]
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。 Further, in the above embodiment constitute a signal processing of the fundamental wave component and a non-linear wave components as each performed in separate systems, but after receiving a preamplifier circuit, digitizes, only subsequent signal processing system is one system provided, it may be carried out in time division signal processing of the fundamental wave component and a non-linear wave components. 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。 Further, the memory is provided, it is also possible to signal processing for the desired components.
【0045】 [0045]
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。 Furthermore, in the above embodiment, although the inserting the two BPF for extracting a fundamental wave component and a non-linear wave components to the subsequent reception delay adder circuit, their BPF to other example, the position of such a subsequent stage of the preamplifier it may be provided to. 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。 However, as in the above embodiment, it provided on the output side of the reception delay adding circuit BPF is, since fewer number of filters, is advantageous in order to avoid an increase in apparatus large in size and manufacturing cost is there.
【0046】 [0046]
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。 Further, the probe according to the ultrasonic diagnostic apparatus is not limited to an electronic array probe may be a mechanical scanning probe.
【0047】 [0047]
さらにまた、上記第1実施例に係る超音波診断装置に対して種々の変形例が可能である。 Furthermore, various modifications are possible to the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
【0048】 [0048]
まず図4に、送信共振回路23の変形例を示す。 First, FIG. 4 shows a modification of the transmission resonant circuit 23. この送信共振回路23はリミッタ24と送受信ラインとの間にオン・オフの電子スイッチSWを挿入し、造影剤の非線形散乱成分を対象とする診断モードのときは電子スイッチSW=オンにし、前記第1実施例と同様の送信時の共振状態を得るとともに、線形散乱成分(基本波成分)を対象とする通常の診断モードのときは、電子スイッチSW=オフに切り換え、送信/受信時共に非共振状態を得るようにしたものである。 The transmission resonant circuit 23 inserts the electronic switch SW on and off between the limiter 24 and the receiving line, the electronic switch SW = ON when the diagnosis mode to target nonlinear scattering component of the contrast agent, wherein the with obtaining the resonance state of an embodiment similar to the time of transmission, when the normal diagnostic mode intended for linear scattering component (fundamental wave component) is switched to the electronic switch SW = oFF, sending / receiving time of both non-resonant it is obtained so as to obtain a state. この電子スイッチSWのオン、オフは、例えば図示しないコントローラからの制御信号に付勢して切り換えられる。 On the electronic switch SW, the off is switched to bias the control signal from the controller (not shown), for example. このように構成し機能させることで、通常モードでは送信共振回路23を回路から切り離すことができ、機能の充実を図ることができる。 By thus be configured to function in the normal mode can separate transmission resonant circuit 23 from the circuit, it is possible to enhance functionality.
【0049】 [0049]
さらにまた、上記第1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受信系も可能で、その変形例を図5および図6に示す。 Furthermore, in the above-described first embodiment has a configuration for performing RF remains beamforming (radio frequency) signal (phasing addition), but after shifting the signal band to an intermediate frequency, receiving system for performing beamforming possible in, it shows the modification in FIGS. 図5に示す受信系は、プリアンプ回路30と受信遅延・加算回路31の間に、参照信号発生器40から参照周波数frの参照信号が供給されるミキサ回路41と、中間周波数にシフトした信号より基本波成分および非線形成分を抽出するBPF32a,32bとで構成されている。 Reception system shown in FIG. 5, during the reception delay addition circuit 31 and a preamplifier circuit 30, a mixer circuit 41 the reference frequency fr of the reference signal from the reference signal generator 40 is supplied, from the shift to the intermediate frequency signal BPF32a for extracting the fundamental wave component and the nonlinear component, and a 32b. また図6に示す変形例に係る受信系は図5のものと同等の機能のほか、参照信号発生器40*はその参照信号の参照周波数frを、基本波用fr=fr(1)と非線形波用fr=fr(2)とに変更可能になっている。 Nonlinear The reception system according to the modified example shown in FIG. 6 Other equivalent functions as those in FIG. 5, the reference signal generator 40 * is the reference frequency fr of the reference signal, and a fundamental wave fr = fr (1) has to be changed to a wave for fr = fr (2). これにより、ミキサ回路41に与える参照信号の周波数を基本波成分検出時と非線形波成分検出時とで変えることができ、1系統の受信回路で両成分の検出を行なえるようにしたものである。 Thus, the frequency of the reference signal applied to the mixer circuit 41 can be varied with time fundamental component detection and nonlinear wave component detecting time is obtained by the detection of the two components in the receiving circuit of one system for perform . この参照周波数frの変更は、同一チャンネルに対して時分割で行なってもよいし、受信チャンネル群を基本波成分検出用と非線形波成分検出用にグループ分けしたチャンネル毎に行なうようにしてもよい。 This change in the reference frequency fr may be carried out in a time division on the same channel, it may be performed for each channel, grouped into non-linear wave component detection and for the fundamental wave component detecting reception channel group .
【0050】 [0050]
さらにまた、上記第1実施例では送信パルサ回路22で発生する高調波成分を低減させる構成になっていたが、これに対応する変形例を図7および図8に示す。 Furthermore, in the first embodiment it had become configured to reduce harmonic components generated by the transmission pulser circuit 22, shown in FIGS. 7 and 8 a variation corresponding thereto. 図7に係る変形例では第1実施例のパルサ回路22に代えて、サイン波駆動可能なsin波駆動パルサ回路43を備えている。 In the variant according to FIG. 7 in place of the pulser circuit 22 of the first embodiment, and a sine wave drivable sin wave drive pulser circuit 43. このパルサ回路43は具体的には、例えば2次高調波成分を低減させる場合、デューティ比50%の矩形波駆動できるパルサやA級動作可能なパルサをチャンネル分備えた回路構成で実現される。 The pulser circuit 43 is specifically, for example, when reducing the second harmonic component is realized by the circuit configuration which includes channels pulser and class A operation possible pulser capable rectangular wave driving duty ratio of 50%. これにより、前述したような送信共振回路を用いずとも、高調波成分を低減させることができ、装置の簡素化、小形化に寄与する。 Accordingly, without using a transmission resonant circuit as described above, it is possible to reduce the harmonic components, simplification of the device, which contributes to miniaturization.
【0051】 [0051]
一方、図8に示す変形例に係る超音波診断装置は、パルサ回路22およびプローブ10間の送信回路に、送信時における基本波成分以外の高調波成分、分調波成分などを除去する送信系フィルタ回路44を挿入し、送信共振回路を外したものである。 On the other hand, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the modified example shown in FIG. 8, the transmission circuit between the pulser circuit 22 and probe 10, harmonic components other than the fundamental wave component at the time of transmission, the transmission system for removing such subharmonics components insert the filter circuit 44, in which removing the transmission resonant circuit. これによっても、送信共振回路を装備した場合に比べて回路がある程度大きくなるものの、送信時の高調波成分を所望レベルまで低減できる。 This also, although the circuit becomes somewhat larger than when equipped transmission resonant circuit, thereby reducing the harmonic components at the time of transmission to a desired level.
【0052】 [0052]
(第2実施例) (Second Embodiment)
次に、第2実施例を図9に基づいて説明する。 Next, a description will be given of a second embodiment in FIG. なお、この第2実施例以降の実施例において、前述した第1実施例と同一または同等の構成要素には同一符号を用いてその説明を省略または簡素化する。 In the examples of the second embodiment will hereinafter be omitted or simplified thereof described using the same reference numerals in the first embodiment and the same or equivalent constituent elements described above.
【0053】 [0053]
図9に示す超音波診断装置は複数の振動子101・・・10n(nは正の偶数)を配列させたフェーズド・アレイ・タイプのプローブ10を備え、振動子101・・・10nの各々には、扱う信号の基本波成分の周波数帯域とその2次高調波成分の周波数帯域の両方に十分な送・受信感度を持たせている。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 9 (n is a positive even number) a plurality of vibrators 101 · · · 10n includes a probe 10 of the phased array type is arranged, in each of the vibrator 101 · · · 10n has to have a sufficient transmission and reception sensitivity in both frequency bands of the frequency band of the fundamental wave component and its second harmonic component of the handled signal. このプローブ10の振動子群は、基本波成分の送受信用の振動子グループAと2次高調波成分の受信用の振動子グループBとに、その機能上、分けられている。 Transducer group of the probe 10, to the vibrator group B for receiving transducers group A and the second harmonic components for transmission and reception of the fundamental wave component, its function is divided. この分け方の一例として、図示の如く、奇数番目の振動子を振動子グループAに、偶数番目の振動子を振動子グループBに各々割り当てている。 An example of this divided way, as shown, the odd-numbered vibrator vibrator group A, and each assigned a numbered vibrator vibrator group B.
【0054】 [0054]
振動子グループAの振動子101、103、・・・、10n−1には、第1実施例と同様に形成され機能する送信共振回路23が接続されている。 Vibrator 101 and 103 of the vibrator group A, · · ·, the 10n-1, transmission resonant circuit 23 which functions formed similarly to the first embodiment is connected. この送信共振回路23は、クロック発生回路20、送信遅延回路21、及びパルサ回路22と共に送信系を成す。 The transmission resonant circuit 23, a clock generation circuit 20, a transmission delay circuit 21, and forms a transmission system with pulser circuit 22.
【0055】 [0055]
さらに、送信共振回路23には、パルサ回路22と並列に、基本波成分用の受信・処理系を成すプリアンプ回路30a、受信遅延・加算回路31a、基本波用BPF32a、及びレシーバ33回路が接続されている。 Furthermore, the transmission resonant circuit 23, in parallel with the pulser circuit 22, a preamplifier circuit 30a forming the receiving and processing system for the fundamental wave component, reception delay adding circuit 31a, a fundamental BPF32a, and receiver 33 circuit is connected ing. 一方、振動子グループBの振動子102、104、・・・10nには、非線形波成分用の受信・処理系を成すプリアンプ30b、受信遅延・加算回路31b、非線形波成分用BPF32b、及びレシーバ回路33が接続されている。 On the other hand, the transducer 102 and 104 of the vibrator group B, the · · · 10n, a preamplifier 30b constituting the reception and processing system for the non-linear wave components, reception delay adder circuit 31b, the non-linear wave components for BPF32b, and receiver circuit 33 are connected. このレシーバ回路33の出力側は、表示系を成すDSC35及びモニタ36に接続されている。 The output side of the receiver circuit 33 is connected to a DSC35 and monitor 36 constitute a display system.
【0056】 [0056]
この第2実施例の作用効果を説明する。 Explaining the operational effect of the second embodiment. 送信系の各回路により振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1が励振され、超音波ビーム信号が被検体内に送波される。 Vibrator 101 and 103 of the vibrator group A by each circuit of the transmission system, · · · 10n-1 is excited, the ultrasound beam signal is transmitting into the subject. このとき、パルサ回路22の各パルサが完全なサイン波駆動ではないことに因り高調波成分を含む振動信号を出力する場合でも、その高調波成分が送信共振回路23によって的確に除去され、殆が基本波成分から成る駆動信号がチャンネル毎に振動子グループAの各振動子に供給されるから、被検体内に送波される超音波ビーム信号はその殆が基本波成分から成る。 In this case, even if each pulser in pulser circuit 22 outputs a vibration signal including a harmonic component due to the not a perfect sine wave driving, the harmonic component is precisely removed by the transmission resonant circuit 23, it is 殆since the drive signal composed of the fundamental wave component is supplied to each transducer in the transducer group a for each channel, the ultrasonic beam signal transmitting into the subject has its 殆 consists fundamental component. この超音波ビーム信号は被検体内の組織や超音波造影剤により反射・散乱され、第1実施例の場合と同様にプローブ10の全振動子により受信され、対応する電気量のエコー信号に変換される。 The ultrasound beam signals are reflected and scattered by tissue and ultrasound contrast agent within the object, is received by all the transducers of the case as well as the probe 10 of the first embodiment, converted into an echo signal of the corresponding electrical quantity It is.
【0057】 [0057]
この内、振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1から出力された、基本波成分及び2次高調波成分を含むエコー信号は、非共振状態の送信共振回路23を通り、一方のプリアンプ回路30aの奇数チャンネル毎のプリアンプで増幅される。 Among this, the transducer 101 and 103 of the vibrator group A, output from · · · 10n-1, the echo signal including the fundamental wave component and second harmonic component passes through the transmission resonant circuit 23 of the non-resonant state It is amplified by a preamplifier for each odd-numbered channel of one of the preamplifier circuit 30a. この増幅されたエコー信号は、受信遅延・加算回路31aでチャンネル毎に受信遅延された後、加算されることで、受信フォーカスが掛けられる。 The amplified echo signal is subjected to reception delay for each channel reception delay adding circuit 31a, that is added, the receiving focus is applied. この遅延・加算されたエコー信号は基本波成分用のBPF32aにより基本波成分Sfのみが抽出され、レシーバ回路33に送られる。 The delay-summed echo signal only the fundamental wave component Sf by BPF32a for the fundamental wave component is extracted and sent to the receiver circuit 33.
【0058】 [0058]
これに対し、振動子グループBの振動子102、104、・・・10nから出力された、基本波成分及び2次高調波成分を含むエコー信号は、もう一方のプリアンプ回路30bで増幅された後、もう一方の受信遅延・加算回路31bで同様に受信フォーカスが掛けられる。 In contrast, oscillators 102 and 104 of the vibrator group B, output from · · · 10n, the echo signal including the fundamental wave component and second harmonic component, after being amplified by the other pre-amplifier circuit 30b , receiving the same on the other reception delay adding circuit 31b focus is multiplied. このエコー信号はさらに非線形波成分用のバンドパスフィルタ32bに送られ、2次高調波成分S2fが抽出され、この成分S2fもレシーバ回路33に出力される。 The echo signal is further sent to the band-pass filter 32b for nonlinear wave component, the second harmonic component S2f is extracted, the components S2f also output to the receiver circuit 33.
【0059】 [0059]
レシーバ回路33に送られた基本波成分Sfのエコー信号及び2次高調波成分S2fのエコー信号は、各々、包絡線検波や対数圧縮の処理に付され、Bモード像の画像信号に変換され、DSC35に送られる。 Echo signal and the echo signals of the second harmonic component S2f of the fundamental wave component Sf sent to the receiver circuit 33 are each subjected to envelope detection or logarithmic compression processing, is converted into an image signal of the B-mode image, It is sent to the DSC35. このため、モニタ36により、第1実施例の場合と同様に、所望の表示態様に係る基本波像IMf及び2次高調波像IM2fの画像(例えば、それらの重量像)が表示される。 Therefore, the monitor 36, as in the first embodiment, the image of the fundamental wave image IMf and second harmonic images IM2f according to the desired display mode (e.g., their weight image) is displayed.
【0060】 [0060]
したがって、この第2実施例によっても第1実施例の場合と同等の効果が得られるほか、とくにプローブ10の振動子群を、送受信用の振動子グループAと受信専用の振動子グループBとに分けたことから送信共振回路等に送信時のみONする回路構成を必要としない。 Therefore, in addition to the same effect as in the second embodiment also the first embodiment can be obtained, in particular the transducer group of the probe 10, to a vibrator group B receive-only and oscillators group A for transmission and reception circuitry for oN only when transmitting to the transmitting resonant circuit and the like since it is divided does not require. したがって、直列共振等の機構を簡単に実現できるという利点がある。 Therefore, there is an advantage that the mechanism of the series resonance and the like can be easily realized. なお、この「送信時のみONする回路構成」の例は後述する図31で説明する。 Incidentally, examples of the "circuitry which turns ON only during transmission" will be described with reference to FIG. 31 to be described later.
【0061】 [0061]
なお、基本波成分抽出及び2次高調波成分抽出のためのバンドパスフィルタ32a、32bは、上述した挿入位置に限定されるものではなく、プリアンプ回路30a、30bの出力段など、他の位置であってもよい。 Incidentally, a band-pass filter 32a for the fundamental wave component extraction and second harmonic component extraction, 32b is not limited to the insertion position as described above, the preamplifier circuit 30a, such as the output stage of 30b, in other locations it may be. また、前述した図8の場合と同様に、送信共振回路23に代えて、送信共振フィルタ回路(図8の符号44参照)を設け、このフィルタ回路23を受信時にも動作状態とさせておくようにしてもよい。 Also, as in the case of FIG. 8, transmitted in place of the resonant circuit 23, the transmission resonant filter circuit (reference numeral 44 in FIG. 8) provided, as should also be considered as operating after receiving the filter circuit 23 it may be.
【0062】 [0062]
さらに、この第2実施例に係る一変形例を図10及び図11に示す。 Moreover, illustrating a modification according to the second embodiment in FIGS. 10 and 11. 図10に示す超音波診断装置のフェーズド・アイレ・タイプのプローブ10は、第2実施例(図9)と同一に振動子グループA及びBに分けられている。 Phased aire type probe 10 of the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 10 is divided into transducer groups A and B the same as the second embodiment (FIG. 9). そして、振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1の各々は、基本波成分fのみに応答するように、その周波数帯域が設定されている(図11(a)参照)。 Then, the transducer 101 and 103 of the vibrator group A, each of the · · · 10n-1 is to respond only to the fundamental component f, the frequency band is set (FIG. 11 (a) see) . 振動子グループBの振動子102、104、・・・10nの各々は、2次高調波成分「2・f」のみに応答するように、その周波数帯域が設定されている(図11(b)参照)。 Vibrator 102 and 104 of the vibrator group B, each · · · 10n is to respond only to the second harmonic component "2 · f", the frequency band is set (FIG. 11 (b) reference). 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。 These frequency bands, for example, is set by changing the resonance frequency of the vibrator for each group.
【0063】 [0063]
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Sfのみのエコー信号が得られる。 By thus forming the probe 10, transmission and reception of ultrasound signals only the fundamental wave component through the vibrator group A is performed, the connected preamplifier 30a and reception delay adder circuit to the vibrator group A directly from 31a, the echo signal of only the fundamental wave component Sf is obtained. 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S2f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S2fのエコー信号が得られる。 Similarly echo signal only second harmonic component S2f of the nonlinear wave components generated through the vibrator group B by nonlinear scattering ultrasound contrast agent is received, which is connected to the vibrator group B preamplifier directly from the circuit 30b and reception delay adder circuit 31b, the echo signals of the second harmonic component S2f is obtained. 従って、第2実施例で用いた送信共振回路23及び受信時のバンドパスフィルタ32a、32bを設ける必要が無く、回路構成が簡単になり、これによっても第2実施例のものと同等の作用効果が得られる。 Therefore, the transmission resonant circuit 23 and the reception time of the band-pass filter 32a used in the second embodiment, it is not necessary to provide 32b, the circuit configuration is simplified, it shall be in the second embodiment by the same effect It is obtained. また、バンドパスフィルタも設置した場合は、よりS/N比の高い2次高調波の検出ができる。 Also, when installed even bandpass filter, it is more the S / N ratio high second harmonic detection.
【0064】 [0064]
さらに、上記図10記載の変形例には種々の回路構成が付加されている。 Moreover, various circuit configurations are added to the variant of FIG 10 described.
【0065】 [0065]
その第1は、非基本波成分の信号強度は基本波成分のそれよりも小さいことを考慮したものである。 The first is the signal strength of the non-fundamental component is obtained by considering that less than that of the fundamental wave component. 基本波成分系および非基本波成分系の各プリアンプ回路30a,30bはそのプリアンプゲインが可変になっており、そのゲイン設定のための信号がゲイン設定器30Sから供給されるようになっている、ゲイン設定器30Sは、基本波成分系のプリアンプ回路30aよりも非基本波成分系のプリアンプ回路30bのゲインを高く設定する。 Each preamplifier circuit 30a of the fundamental wave component and a non-fundamental component, 30b is adapted to the preamp gain has become a variable, the signal for the gain setting is supplied from the gain setting unit 30S, gain setting device 30S, rather than pre-amplifier circuit 30a of the fundamental wave component is set higher the gain of the preamplifier circuit 30b of the non-fundamental component system. これにより、基本波成分および非基本波成分の信号強度を同一またはほぼ同一に調整することができ、両者間のS/N比のアンバランスを解消できる。 Thus, it is possible to adjust the signal strength of the fundamental wave component and a non-fundamental component in the same or nearly the same, can solve the unbalance of the S / N ratio therebetween.
【0066】 [0066]
第2は、超音波ビーム信号が被検体内に入射したとき、被検体内での深さに応じて超音波信号の減衰が変わることへの配慮である。 Second, when the ultrasonic beam signal is incident into the subject, is a consideration of the attenuation of the ultrasonic signal is changed in accordance with the depth in the object. 具体的には駆動電圧制御回路22Sがパルサ回路22に接続されている。 Specifically drive voltage control circuit 22S is connected to a pulser circuit 22. この駆動電圧制御回路22Sは、図示しないコントローラから送信フォーカス位置情報を入力し、その送信フォーカス位置が被検体表面から深くなるに連れてパルサ回路22の駆動電圧を例えば多段階でステップ状に上げる。 The driving voltage control circuit 22S receives the transmission focus position information from the controller (not shown), raising the drive voltage of the pulser circuit 22 to bring its transmission focus position is deeper from the surface of the object stepwise, for example, multiple steps.
【0067】 [0067]
これにより、フォーカス位置が深くなっても送信音圧はほぼ一定に保たれるので、深さ位置に拘らず、同等の血流状態であればほぼ同一の輝度の組織画像が得られる。 Accordingly, since even focus position deeper kept transmitted sound pressure is substantially constant, irrespective of the depth position, if the same state of blood flow is substantially the same brightness of the tissue image obtained.
【0068】 [0068]
第3は、画像(断層)内の位置に拠る各種条件の不均一性を受信処理側で対処するようにしたものである。 Third, the non-uniformity of the various conditions due to the position of the image (tomographic) those to be addressed in the receiving processing side. これを行なうため、受信処理系のDSC35にはデータテーブル35Sが接続されている。 To do this, the data table 35S is connected to the DSC35 reception processing system. このデータテーブル35Sには、断層内の送信音圧,超音波ビーム幅,スキャンモード,対象組織の特異性など、画像内の位置によって変わる各種条件についての「位置−補正係数」の対応データが予め格納されている。 The data table 35S, sound pressure transmitted in the tomographic ultrasound beamwidth, scan mode, etc. specificity of target tissue, for various conditions vary depending on the position in the image - the corresponding data in the "position correction factor" in advance It is stored. そこで、DSC35は、非基本波成分に基づく画像を生成するとき、データテーブル35Sを参照して対応する補正係数を断層内の位置毎に読み出し、非基本波成分のエコーレベルを読み出した補正係数で補正しながら画像データを生成する。 Therefore, DSC35, when generating an image based on non-fundamental component reads a correction coefficient corresponding to the reference data table 35S for each position in the fault correction coefficient read out the echo level of the non-fundamental component correction to generate image data while. この結果、断層面内の位置によって画質が変わってしまうという事態を的確に回避できる。 As a result, it can be accurately avoided that would change the image quality depending on the position in the tomographic plane.
【0069】 [0069]
すなわち、この第2,第3の回路構成に係る制御または補正によって、超音波造影剤の静脈注入による超音波コントラストエコー法適用時に、断層像内で造影剤の分布が均一ならば、同一輝度または同一色彩の画像が得られる。 That is, by the second, third circuit configuration such control or correction, when ultrasound contrast echo method is applied by intravenous injection of an ultrasound contrast agent, if uniform distribution of the contrast agent in the tomographic image, the same luminance or image of the same color is obtained.
【0070】 [0070]
なお、上記データテーブル35Sを使った補正は、必ずしもDSC35で行なう回路構成に限定されない。 The correction using the data table 35S is not necessarily limited to the circuit configuration for performing at DSC35. 例えば、読み出した補正係数でプリアンプ回路30bのゲインをチャンネル毎に調整してもよいし、レシーバ回路33のゲインを変えるようにしてもよい。 For example, in the read-out correction coefficient to the gain of the preamplifier circuit 30b may be adjusted for each channel, it may be so that changing the gain of the receiver circuit 33.
【0071】 [0071]
さらに、上記データテーブル35Sによる受信処理側の補正と前述した駆動電圧制御回路22Sによる送信音圧の補正とを併用してもよい。 Further, it may be used in combination with correction of the transmitted sound pressure by the drive voltage control circuit 22S described above and the reception processing side of the correction by the data table 35S.
【0072】 [0072]
一方、上記第2実施例及びその変形例に対して、第1実施例で述べたと同一の様々な変形が可能である(例えば図4〜図8参照)。 On the other hand, with respect to the second embodiment and its modified example, and various modifications are possible in the same as described in the first embodiment (see, for example, FIGS. 4-8). また、非線形波成分として2次高調波成分を例示したが、その他の高調波成分、又は低調波成分、超調波成分を対象として画像化するようにしてもよい。 Although exemplified second harmonic component as the nonlinear wave component, other harmonics or subharmonic components may be imaged as a subject super-harmonic component.
【0073】 [0073]
(第3実施例) (Third Embodiment)
続いて第3実施例を図12に基づき説明する。 Then based on the third embodiment in FIG. 12 will be described. 同図に示す超音波診断装置は前述した図9(第2実施例)と同一に形成したプローブ10を備えている。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG comprises a probe 10 which is formed in the same as FIG. 9 described above (second embodiment). つまり、プローブ10の各振動子は基本波帯域と2次高調波帯域の両方に十分な感度を有し、振動子グループA及びBに機能上、分けられるとともに、本実施例では振動子グループAが送信用に、振動子グループBが受信用に割り当てられている。 That is, each of the transducers of the probe 10 has sufficient sensitivity to both the fundamental wave band and the second harmonic band, functionally the vibrator group A and B, together with the divided, vibrator group A in this embodiment There for transmission, the transducer group B is allocated for reception.
【0074】 [0074]
振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1には図示のごとく、クロック発生回路20、送信遅延回路21、パルサ回路22、及び送信共振回路23がこの順に直列に接続されている。 Vibrator 101 and 103 of the vibrator group A, as shown in · · · 10n-1, the clock generation circuit 20, a transmission delay circuit 21, pulser circuit 22, and the transmission resonant circuit 23 is connected in series in this order there. 一方、振動子グループBの振動子102、104、・・・10nはプリアンプ回路30を介して受信遅延・加算回路31に接続されると共に、この回路31の出力側は基本波用及び非線形波用のバンドパスフィルタ32a、32bを並列に介してレシーバ回路33、DSC35、及びモニタ36へと至る。 On the other hand, the transducer 102 and 104 of the vibrator group B, · · · 10n is is connected to the reception delay adder circuit 31 through a preamplifier circuit 30, output side for the fundamental wave and nonlinear wave of the circuit 31 It reaches the receiver circuit 33, DSC35, and the monitor 36 via the band-pass filter 32a, and 32b in parallel.
【0075】 [0075]
続いて、この第3実施例の作用効果を説明する。 Next, the operation effect of the third embodiment. 振動子グループAの各振動子は、パルサ回路22からの奇数チャンネル毎の駆動信号を送信共振回路23を通過させることで、高調波成分が殆ど除去されて基本波成分を主体とした駆動信号により励振される。 Each transducer of the transducer group A, by the drive signal for each odd-numbered channel from the pulser circuit 22 is passed through the transmission resonant circuit 23, the drive signal harmonic component has a fundamental component mainly been almost removed It is excited. この結果、被検体内には殆が基本波のみから成る超音波ビーム信号が送波される。 As a result, 殆 in the subject it is transmitting the ultrasonic beam signal composed of only the fundamental wave.
【0076】 [0076]
これに対し、被検体内で反射・散乱された超音波信号に対応して、基本波成分及び2次高調波成分を含むエコー信号が振動子グループBの各振動子から出力される。 In contrast, in response to ultrasound signals reflected and scattered in the object, the echo signal including the fundamental wave component and second harmonic component is output from the vibrator of the vibrator group B. このエコー信号はプリアンプ回路30で増幅され、受信遅延・加算回路31で受信フォーカス処理された後、両方のBPF32a、32bに供給される。 The echo signal is amplified by a preamplifier circuit 30, after being reception focusing processing at the reception delay adder circuit 31, both BPF32a, supplied to 32b. この結果、一方の基本波用のBPF32aにより基本波成分Sfが抽出され、もう一方の非線形波用のBPF32bにより2次高調波成分S2fが抽出される。 As a result, the fundamental wave component Sf is extracted by BPF32a for one fundamental, the other BPF32b for nonlinear wave second harmonic component S2f is extracted. この両方の成分はレシーバ回路33にて前述と同様に信号処理されて、各々のBモード像用の画像信号に変換される。 Component of both the above and are signal processed in the same manner at the receiver circuit 33, is converted into an image signal for each of the B-mode image. この基本波用及び2次高調波用の画像信号に基づいてモニタ36にBモードの基本波像及び2次高調波像が表示される。 Fundamental wave image and the second harmonic image of the monitor 36 on the basis of an image signal for this for the fundamental wave and second harmonic B-mode is displayed.
【0077】 [0077]
この結果、前述した各実施例と同等の効果が得られるとともに、図9の構成(第2実施例)に比べてプリアンプ回路及び受信遅延・加算回路の組を1組に減らすことができる。 As a result, the effects are obtained equivalent to the above-mentioned embodiments, it can be reduced to a set of set of pre-amplifier circuit and the reception delay adder circuit compared with the configuration of FIG. 9 (second embodiment).
【0078】 [0078]
この第3実施例の一変形例を図13、14に示す。 Shows a modification of the third embodiment in FIGS. 13 and 14. 図13に示す超音波診断装置はフェーズド・アレイ・タイプのプローブ10を備え、このプローブ10の振動子群は第3実施例と同様に振動子グループA及びBに、機能上、分けられている。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 13 comprises a probe 10 of the phased array type, the transducer group of the probe 10 to the third embodiment similarly to the vibrator group A and B, the functions are divided . この内、振動子厚を変えること等の手法を用いて、振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1は基本波成分fのみに応答するように(図14(a)参照)、周波数帯域が設定されているのに対し、振動子グループBの振動子102、104、・・・10nは基本波成分f及び2次高調波成分「2・f」に応答するように(図14(b)又は(c)参照)、その周波数帯域が設定されている。 Of these, using a technique such as changing the oscillator thickness, the transducer 101 and 103 of the vibrator group A, ··· 10n-1 is to respond only to the fundamental wave component f (FIG. 14 (a) see), whereas the frequency band is set, the vibrator 102 and 104 of the vibrator group B, · · · 10n are to respond to the fundamental wave component f and second harmonic component "2 · f" (see FIG. 14 (b) or (c)), the frequency band is set. そして、振動子グループAの各振動子には図示の如く、クロック発生回路20、送信遅延回路21、パルサ回路22が接続され、振動子グループBの各振動子の出力側にはプリアンプ回路30、受信遅延・加算回路31、基本波用及び非線形波用のBPF32a及び32b、レシーバ回路33、DSC35、及びモニタ36が設けられている。 Then, as illustrated in the vibrator of the vibrator group A, the clock generation circuit 20, a transmission delay circuit 21, pulser circuit 22 is connected, the preamplifier circuit 30 to the output side of the vibrator of the vibrator group B, reception delay adder circuit 31, BPF32a and 32b for a fundamental wave and nonlinear wave receiver circuit 33, DSC35, and a monitor 36 are provided. これによって、第3実施例(図12)と同等の作用効果を得ることができるとともに、図12のものに比べて、送信共振回路23が不要になる。 Thus, it is possible to obtain the same effect as the third embodiment (FIG. 12), as compared with that of FIG. 12, the transmission resonant circuit 23 is not required.
【0079】 [0079]
なお、上記第3実施例及びその変形例に対しても、第1実施例におけるのと同様な変形がさらに可能である(例えば図4〜図8参照)。 The above also the third embodiment and its modified example, the same modification as in the first embodiment is further possible (for example, see FIGS. 4-8). また、非線形波成分として2次高調波成分を例示したが、その他の高調波成分、又は低調波成分、超調波成分を画像化の対象としてもよい。 Although exemplified second harmonic component as the nonlinear wave component, other harmonics or subharmonic components may be subjected to image the super harmonic component.
【0080】 [0080]
(第4実施例) (Fourth Embodiment)
第4実施例を、図 15を参照して説明する。 The fourth embodiment will be described with reference to FIG. 15. 同図に示す超音波診断装置は前述した図9(第2実施例)と同一に形成したプローブ10を備えている。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG comprises a probe 10 which is formed in the same as FIG. 9 described above (second embodiment). つまり、プローブ10の各振動子は基本波帯域と2次高調波帯域の両方に十分な感度を有し、振動子グループA及びBに機能上、分けられるとともに、本実施例では振動子グループAが送受信用に、振動子グループA及びBが受信用に割り当てられている。 That is, each of the transducers of the probe 10 has sufficient sensitivity to both the fundamental wave band and the second harmonic band, functionally the vibrator group A and B, together with the divided, vibrator group A in this embodiment There the transceiver, the vibrator groups A and B are allocated for reception.
【0081】 [0081]
振動子グループAの振動子101、103、・・・10n−1には図示の如く、クロック発生回路20、送信遅延回路21、パルサ回路22、及び送信共振回路23がこの順に直列に接続されている。 Vibrator 101 and 103 of the vibrator group A, as shown in · · · 10n-1, the clock generation circuit 20, a transmission delay circuit 21, pulser circuit 22, and the transmission resonant circuit 23 is connected in series in this order there. 一方、振動子グループBの振動子と、送信共振回路23及びパルサ回路22間の振動子グループAとに相当する各チャンネルはプリアンプ回路30のプリアンプを個別に介して受信遅延・加算回路31の遅延部に個別に接続されると共に、この回路31の出力側は基本波用及び非線形波用のバンドパスフィルタ32a、32bを並列に介してレシーバ回路33、DSC35、及びモニタ36へと至る。 On the other hand, a vibrator of the vibrator group B, the delay of the transmission resonant circuit 23 and reception delay adder circuit 31 each channel via the preamplifier of the preamplifier circuit 30 individually corresponding to the vibrator group A between pulser circuit 22 It is connected individually to the parts, leading to a receiver circuit 33, DSC35, and monitor 36 output side via a bandpass filter 32a for a fundamental wave and a non-linear wave, 32b in parallel of the circuit 31.
【0082】 [0082]
続いて、この第4実施例の作用効果を説明する。 Next, the operation effect of the fourth embodiment. 振動子グループAの各振動子は、パルサ回路22からのチャンネル毎の駆動信号を、送信共振回路23を通過させることで、高調波成分が殆ど除去され基本波成分を主体とした駆動信号により励振される。 Each transducer of the transducer group A, the drive signals for each channel from the pulser circuit 22, by passing the transmit resonant circuit 23, a drive signal harmonic components mainly composed almost removed fundamental component It is excited by. この結果、被検体内には殆どが基本波のみから成る超音波ビーム信号が送波される。 As a result, most in the subject is transmitting the ultrasonic beam signal composed of only the fundamental wave.
【0083】 [0083]
これに対し、被検体内で反射・散乱された超音波信号に対応して、基本波成分及び2次高調波成分を含むエコー信号が振動子グループA及びBの各振動子から出力される。 In contrast, in response to ultrasound signals reflected and scattered in the object, the echo signal including the fundamental wave component and second harmonic component is output from the respective transducers of the transducer groups A and B. このエコー信号は両グループA及びB共にプリアンプ回路30で増幅され、受信遅延・加算回路31で受信フォーカス処理された後、両方のBPF32a、32bに供給される。 The echo signal is amplified by a preamplifier circuit 30 together both groups A and B, after being reception focusing processing at the reception delay adder circuit 31, both BPF32a, supplied to 32b. この結果、一方の基本波用のBPF32aにより基本波成分Sfが抽出され、もう一方の非線形波用のBPF32bにより2次高調波成分S2fが抽出される。 As a result, the fundamental wave component Sf is extracted by BPF32a for one fundamental, the other BPF32b for nonlinear wave second harmonic component S2f is extracted. この両方の成分はレシーバ回路33にて前述と同様に信号処理されて、各々のBモード像用の画像信号に変換される。 Component of both the above and are signal processed in the same manner at the receiver circuit 33, is converted into an image signal for each of the B-mode image. この基本波用及び2次高調波用の画像信号に基づいてモニタ36にBモードの基本波像IMf及び2次高調波像IM2fが表示される。 Fundamental wave image IMf and second harmonic images IM2f of this fundamental wave and for the second B-mode on the monitor 36 based on the image signal for the harmonics are displayed.
【0084】 [0084]
この結果、前述した各実施例と同等の効果が得られるとともに、図12、13の構成(第3実施例及びその変形例)に比べて受信対象の振動子数が多い(振動子グループA及びB共に受信に関与するから2倍)から、より高レベルのエコー信号が得られ、S/N比の点で有利となる。 As a result, the same effect as the above-mentioned embodiments can be obtained, many transducers number to be received as compared with the configuration of FIGS. 12 and 13 (third embodiment and its modified example) (vibrator group A and B from both doubled because involved in reception), a high level of the echo signal is obtained more, which is advantageous in terms of S / N ratio.
【0085】 [0085]
(第5実施例) (Fifth Embodiment)
第5実施例を、図 16、17を参照して説明する。 The fifth embodiment will be described with reference to FIGS. 16 and 17. この第5実施例は、超音波造影剤を用いたコントラストエコー法を実施するに際しての、造影剤注入の作業性向上及び注入後の画像認識の利便性向上を図ったものである。 The fifth embodiment is one in which aiming ultrasound contrast agents of carrying out the contrast echo method using the improved convenience of image recognition after work and improving the injection of contrast agent injection.
【0086】 [0086]
図16に示す超音波診断装置は、第1実施例(図1参照)で説明したと同一のプローブ10及び装置本体11を有する一方で、オペレータが操作する入力器50、予め格納してある手順(図17参照)に従って処理を行うマネージャ51、並びにこのマネージャ51の指令を受けて動作するイメージメモリ回路52及びスピーカ53を有する。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 16, while having the same probe 10 and the device body 11 as described in the first embodiment (see FIG. 1), the input unit 50 operated by an operator, are stored in advance steps having an image memory circuit 52 and a speaker 53 manager 51, and operates in response to a command of the manager 51 performs processing according (see FIG. 17). この内、入力器50はキーボード、トラックボール、マウス、及び音声入力器の内の一つまたは複数から成り、この入力器50を使ってコントラストエコー法施行のスケジュール(例えば、造影剤注入時刻など)のデータがマネージャ51に入力される。 Of these, the input device 50 is a keyboard, trackball, mouse, and consists of one or more of the voice input device, a contrast echo method enforcement schedule using the input device 50 (e.g., such as a contrast agent injection time) data is input to the manager 51. この入力器50としては、その他に、フロッピーディスク、ハードディスク、光磁気ディスク、CDーROM、DAT(ダットテープ)、MT(マグネティックテープ)などの記憶媒体を使うようにすることもできる。 As the input device 50, the other, can also be to use the floppy disk, hard disk, magneto-optical disk, CD chromatography ROM, DAT (Dat tape), a storage medium such as MT (magnetic tape). また、イメージメモリ回路52はDSC35で変換された、例えば基本波像と2次高調波像との重畳像の画像データを逐次格納する。 Further, the image memory circuit 52 is converted by DSC35, for example, stores the image data of the superimposed image of the fundamental wave image and the second harmonic images sequentially. DSC35は、画像データを表示用に変換するとともに、マネージャ51から指示された文字データを合成してモニタ36に出力する。 DSC35 converts the image data for display, and outputs the synthesized character data instructed from the manager 51 to the monitor 36.
【0087】 [0087]
さらに、マネージャ51は専用のCPUおよび内部メモリ入出力インターフェイスなどのコンピュータ構成を有し、図17(A)の処理を行う。 Additionally, the manager 51 has a computer configuration including a dedicated CPU and internal memory output interface, the process of FIG. 17 (A).
【0088】 [0088]
すなわち、最初に、コントラストエコー法試行の条件(画質条件,TDC(Time−Density−Curve)の測定条件(ROI,測定時間間隔),ECG同期条件など)およびコントラストエコー法試行のスケジュール(造影剤注入(予定)時刻,他の薬剤を併用する場合はその量やタイミングのデータ)を各々、フロッピーディスクなどから入力する(ステップ60)。 That is, first, the conditions of the contrast echo method attempts (image quality conditions, TDC (Time-Density-Curve measurement conditions) (ROI, measurement time interval), ECG synchronization condition, etc.) and schedule (contrast injection of the contrast echo method attempts (scheduled) time, when used in combination with other agents respectively data) of the amount and timing, input from a floppy disk (step 60).
【0089】 [0089]
次いで、計時を開始するとともに、モニタ36の画面に計時時間の表示を開始させる(ステップ61)。 Then, it starts the counting to start the display of the measured time on the screen of the monitor 36 (step 61). これが済むと造影剤の注入前に、必要なデータの収集を開始する(ステップ62)。 This requires the prior injection of a contrast agent, to start collecting the necessary data (step 62). このデータとしては、造影剤注入前の画像および輝度データ,所望のタイミングおよび時間間隔での画像データ,所望のタイミングおよび時間間隔でのROIの輝度データなどである。 As the data, image and luminance data before injection of a contrast medium, the image data at a desired timing and time interval, and the like luminance data of the ROI at a desired timing and time interval. また、これらのデータをMOやワークステーションへ転送する。 In addition, the transfer of these data MO and to the work station.
【0090】 [0090]
そして、予定していた注入時刻に達すると、スピーカ53を介して音声で造影剤注入タイミングを指示させる(ステップ63)。 When it reaches the injection time has been scheduled, it is instructed to contrast injection timing by voice through the speaker 53 (step 63).
【0091】 [0091]
この後、注入後のデータを前述と同様に収集しながら(ステップ64)、所定の時刻になると他の薬剤の注入を音声などにより指示し(ステップ65)、薬剤注入後のデータを収集する(ステップ66)。 Thereafter, while the data after the injection were collected as before (step 64), when a predetermined time the injection of other agents indicated by voice (step 65), to collect the data after the drug infusion ( step 66). そして、予め定めたスケジュールの終了時刻に達すると、画像データの収集,ROIの輝度データの収集,MOやワークステーションへのデータ転送,および計時を終了させる(ステップ67)。 When reaching the end time of a predetermined schedule, the collection of image data, acquisition of the luminance data of the ROI, the data transfer to the MO and workstations, and ends the time counting (step 67).
【0092】 [0092]
なお、マネージャ51に実行させる処理は図17(B)で示すように構成することもできる。 It is also possible to process to be executed by the manager 51 is configured as shown in FIG. 17 (B). これは造影剤注入のタイミングをオペレータが音声で指示できるようにしたものである。 This is what the timing of the contrast injection operator to be indicated by voice. 同図(A)と同一の処理については同一のステップNo. Same steps for the same processing as FIG. (A) No. を付す。 The subjecting.
【0093】 [0093]
最初に図17(A)のステップ60と同様にデータを入力するが(ステップ60a)、このデータの中に「造影剤注入(予定)時刻」は含まれていない。 Initially to enter the same data as in step 60 of FIG. 17 (A) (step 60a), "contrast injection (scheduled) time" in this data is not included. このステップでのデータ入力が済むと、注入前のデータ(注入前の画像,ROIの輝度データ)を収集開始させるとともに、MOやワークステーションへのデータ転送を開始させる(ステップ60b)。 Upon completion of data input in this step, pre-injection data (pre-injection image, the luminance data of the ROI) with to start collecting, to start data transfer to the MO and workstations (step 60b).
【0094】 [0094]
次いで、オペレータが任意の適宜な時刻で入力器50のマイクから造影剤の注入(タイミング)を指令する(ステップ60c)。 Then, the operator instructs the injection of the contrast agent (timing) from the microphone input unit 50 at any suitable time (step 60c). これに伴って、計時も開始される。 Along with this, the timer is also started.
【0095】 [0095]
そして、この造影剤注入後に、所望のタイミングおよび時間間隔で画像を収集開始させるとともに、所望のタイミングおよび時間間隔でROIの輝度データを収集開始させる。 Then, after the contrast medium injection, it causes acquired start image at a desired timing and the time interval, to start gathering the luminance data of the ROI at a desired timing and time interval.
【0096】 [0096]
この後、図17(A)と同様に処理する(ステップ65〜67)。 Thereafter, processing similar to FIG. 17 (A) (step 65 to 67).
【0097】 [0097]
以上のように構成し機能させることで、超音波造影剤を用いたコントラストエコー法を実施する場合、オペレータやドクタが造影剤の注入タイミングを的確に知覚することができるとともに、その注入タイミングに同期し、その後の経過時間を含んだ画像データを自動的に得ることができ、後々の画像処理や画像読影が容易になる。 By causing configured to function as described above, when carrying out the contrast echo method using the ultrasonic contrast agent, it is possible to operators and the doctor is to accurately perceive the injection timing of contrast agents, in synchronism with the injection timing and, it is possible to obtain a subsequent image data including the elapsed time automatically facilitates later image processing and image interpretation.
【0098】 [0098]
なお、この第5実施例において、ECGデータを取り込んで、造影剤注入後の所望の時刻における所望の心時相の画像を自動で収集するように制御しても良い。 Incidentally, in the fifth embodiment, it takes in the ECG data may be controlled so as to collect an image of a desired cardiac phase at a desired time after contrast injection automatically. また、マネージャは必ずしも専用CPUを搭載する構成に限定されることなく、この診断装置に固有のCPUを兼用するようにしてもよい。 Further, the manager is not limited to the structure for mounting a dedicated CPU necessarily, may be also used a unique CPU to the diagnostic device.
【0099】 [0099]
さらに、本実施例の変形例として、図16に示す如く、制御回路54および演算回路55を付加した構成の装置がある。 Further, as a modification of this embodiment, as shown in FIG. 16, there is a device configuration obtained by adding a control circuit 54 and the arithmetic circuit 55. 制御回路54はECG信号を入力して、このECG信号に同期してデータ収集を行なうべく、収集タイミングを指令する同期信号を送信系および受信・処理例に出力する。 The control circuit 54 inputs the ECG signal, to perform synchronization with the data collected in this ECG signal, and outputs a synchronizing signal for commanding acquisition timing in the transmission system and the reception-processing example. その一方で制御回路54は、オペレータなどから出される信号を入力し、画像処理開始の指令信号を演算回路55に出力する。 While the control circuit 54 receives the signal issued from such an operator, and outputs a command signal of the image processing start the arithmetic circuit 55. 演算回路55は指令信号を受けると、ECG同期によってイメージメモリ回路52に記憶された複数フレームの断層像データについて、各画像間でのサブトラクションや最大値ホールドの演算を画像間の画素同士で行ない、画像間の変化を示す画像がDSC35を介してモニタ36に表示される。 When the calculation circuit 55 receives a command signal, ECG tomographic image data of a plurality of frames stored in the image memory circuit 52 by synchronizing performs arithmetic subtraction and maximum value hold between each image pixel with each other between the images, image showing the change between images is displayed on the monitor 36 via the DSC35. これにより、例えば二次高調波像の画像間の変化の様子を視覚的に容易に把握することができる。 Thus, it is possible to visually easily grasp the manner of change between images, for example, the second harmonic image.
【0100】 [0100]
なお、サブトラクションを演算する場合は、造影剤を注入する前の参照画像IMref(図20参照)に対して引き算をすることが特に望ましい。 In the case of calculating the subtraction, it is particularly desirable to the subtraction with respect to the previous reference picture IMref for injecting a contrast agent (see Figure 20).
【0101】 [0101]
さらに、図16の構成に係る超音波診断装置を超音波ストレスエコー法と併用することができる。 Furthermore, it can be used in combination with ultrasonic stress echo method ultrasonic diagnostic apparatus according to the configuration of FIG. 16. すなわち、超音波造影剤を静脈注入することによる超音波コントラストエコー法を、薬物負荷の前後に実施するのである。 That is, the ultrasound contrast echo method by the intravenous injection of ultrasound contrast agent is to implement before and after drug loading. このためには、制御回路54は薬物負荷の前後における同一時相および断面の非基本波成分S2fに係る断層像データをイメージメモリ回路52に記憶させる。 Therefore, the control circuit 54 stores the tomographic image data according to the time phase and the cross section of the non-fundamental component S2f before and after drug loading in the image memory circuit 52. そして、演算回路55に負荷前後における画像間の画素同士のサブトラクションなど所望の演算を行なわせ、その演算結果の画像をDSC35を介してモニタ36に表示させる。 Then, like subtraction between pixels between images before and after the load to the arithmetic circuit 55 to perform the desired operation, and displays an image of the result to the monitor 36 via the DSC35. これにより、負荷の前後で血行が無くなる心筋部位を明瞭に観察できる。 This enables clearly observed myocardial site blood circulation is eliminated before and after the load.
【0102】 [0102]
(第6実施例) (Sixth Embodiment)
第6実施例を図16(第5実施例と兼用)及び図18〜20に基づいて説明する。 Will be described with reference to the sixth embodiment in FIG. 16 (Fifth Embodiment also used) and 18-20. この第6実施例は心筋にコントラストエコー法を適用する場合であって、とくに心筋分布像を得る場合に好適な超音波診断装置に関する。 The sixth embodiment is a case of applying the contrast echo method myocardium, particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus preferable in the case of obtaining a myocardial distribution image. 詳しくは、心筋分布像を得る場合、心腔内の造影剤による輝度増強が心筋のそれよりも著しく大きいことから、心筋の造影剤による輝度増強の同定が妨げられる可能性があり、そのような事態に至ると、心筋の分布像の輝度が正確に識別できない恐れがある。 Specifically, the case of obtaining a myocardial distribution image, since the brightness enhancement by the contrast agent in the heart chamber is significantly greater than that of the myocardium, there is a possibility that identification of the luminance enhancement by myocardial contrast agent is prevented, such reaches the situation, there is a possibility that the luminance distribution image of the heart muscle can not be accurately identified.
【0103】 [0103]
このような事態に至るのを防ぐために、この実施例の超音波診断装置は図16に示す構成を備える一方で、マネージャ51に図18に示す処理を、またDSC35に図19に示す処理を実行させるようにしている。 To prevent leads to such a situation, the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment while having the configuration shown in FIG. 16, executes the processing shown in FIG. 19 the process shown in FIG. 18 to the manager 51, also the DSC35 and so as to.
【0104】 [0104]
図18を説明すると、心筋の分布像をコントラストエコー法で表示させる場合、マネージャ51はまず造影剤を注入する時刻t0 前の適宜なタイミングt0−1において(図20参照)、図示しない装置のコントローラなどに心筋のBモードの参照画像の撮影を指示する(ステップ70、71)。 Referring to Figure 18, the controller of the apparatus case, where (see Fig. 20) at time t0 before the appropriate timing t0-1 manager 51 to first inject contrast, not shown to display the distribution image of the myocardium with contrast echo method instructing shooting myocardial B-mode of the reference image or the like (step 70, 71). この撮影によって参照画像IMrefが図20に示す如く得られ、この画像IMrefがモニタ36に表示されるとともに、その画像データがイメージメモリ回路52のイメージメモリに記憶される。 Reference image IMref This imaging is obtained as shown in FIG. 20, with the image IMref is displayed on the monitor 36, the image data is stored in the image memory of the image memory circuit 52.
【0105】 [0105]
次いで、参照画像IMrefを使って心腔領域を手動又は自動で同定する(ステップ72)。 Then, by using the reference image IMref identify cardiac cavity region manually or automatically (step 72). 手動の場合は、オペレータがモニタ36に表示された参照画像IMref上の心腔領域の輪郭を入力器50を操作してトレースすることで同定される。 For manual, it is identified by the operator to trace by operating the input unit 50 the contour of the cardiac cavity region in the reference image IMref displayed on the monitor 36. 自動の場合は、例えばBモード像(参照画像IMref)の輝度レベルを所望のしきい値で弁別することで同定できる。 For automatic, for example B-mode image brightness level (reference image IMref) can be identified by discriminating at the desired threshold. この結果、心腔領域HSPが例えば図20のように決まる(心腔領域像IMHSP参照)。 As a result, the cardiac cavity region HSP is determined as shown in FIG. 20 for example (see the cardiac cavity region image IMHSP).
【0106】 [0106]
そこで、この心腔領域像IMHSPからマスク像を作成し、そのデータをイメージメモリ回路52に記憶させる(ステップ73)。 Therefore, to create a mask image from the cardiac cavity region image IMHSP, and stores the data in the image memory circuit 52 (step 73).
【0107】 [0107]
さらに、図19の処理はDSC35によって造影剤注入時刻t0以降、フレーム毎に実施される。 Furthermore, the process of FIG. 19 is a contrast agent injected after time t0 by DSC35, is performed for each frame. まず、1フレームの画像データ(例えば、基本波像と2次高調波像との重畳画像のデータ)が生成されると、ピクセル毎に、マスク像(心腔領域像IMHSP)の対応するピクセルの画素値を参照する(ステップ75)。 First, the image data of one frame (e.g., data of the superimposed image of the fundamental wave image and second harmonic images) has been generated, for each pixel, the mask image (cardiac cavity region image IMHSP) of the corresponding pixel Referring to the pixel value (step 75). このマスク像の対応ピクセルの画素値=零のときは表示ピクセルであると認識し、何もせずに次のピクセルのチェックに移行する(ステップ76、78)。 This is when the mask image pixel value = zero corresponding pixel is recognized as the display pixels, nothing proceeds to check the next pixel without (step 76, 78). しかし、マスク像の対応ピクセルの画素値≠零のときは、そのピクセルが非表示ピクセルであると認識し、その画素データを零にする(ステップ77)。 However, when the pixel value ≠ zero corresponding pixel in the mask image, the pixel is recognized as a non-display pixels, to zero the pixel data (step 77).
【0108】 [0108]
この結果、造影剤の注入後は、その後の時間経過に伴って造影剤の広がり及びその強度(輝度)が変化し、心腔HSPがマスクされた心筋HMの画像(例えば、図20のIM1〜IM3参照)が刻々形成され表示されることになる。 As a result, after the injection of a contrast agent, then spread and intensity of the contrast agent (brightness) changes with time, the image of the myocardium HM the heart chamber HSP is masked (e.g., IM1~ in FIG. 20 IM3 reference) is to be displayed is constantly formed. したがって、心筋分布像を得る場合、心腔領域は表示されず、心筋領域の輝度変化のみがリアルタイムに表示され、心筋の造影剤による輝度増強が的確に行える。 Therefore, the case of obtaining a myocardial distribution image, the cardiac cavity region is not displayed, only the luminance changes in the myocardial region is displayed in real time, the brightness enhancement due myocardial contrast agent can be performed accurately.
【0109】 [0109]
なお、図20の輝度曲線は、造影剤による輝度増強を分かり易く示すために、心筋の一部分の平均輝度値の変化の様子を全体像の代表値として示している。 Note that brightness curve of FIG. 20, in order to clearly show the luminance enhancement by the contrast medium, shows how the change in average luminance value of a portion of the myocardium as a representative value of the entire picture.
【0110】 [0110]
(第7実施例) (Seventh Embodiment)
第7実施例を、図 21を参照して説明する。 The seventh embodiment will be described with reference to FIG. 21. この第7実施例も第6実施例と同様に、心筋にコントラストエコー法を施行する場合、心腔内の造影剤による輝度増強が心筋のそれより著しく強いことに伴う表示への影響を改善しようとするもので、第6実施例のときと同様に、心腔領域を非表示領域にし、心筋領域の輝度変化のみを表示する。 The seventh embodiment is also similar to the sixth embodiment, when the enforcement of contrast echo method myocardium, brightness enhancement by the contrast agent in the heart chamber is trying to improve the effect of the display accompanying the significantly stronger than that of the myocardium intended to be, as in the case of the sixth embodiment, the cardiac cavity region in the non-display area, and displays only the luminance changes in the myocardial region. 第6実施例と相違するのは、心腔領域を同定する手法にあり、基本波成分と非線形波成分とのレベル差あるいはレベル比に着目している。 To differs from the sixth embodiment is in the method of identifying the cardiac cavity region has been focused on the level difference or the level ratio between the fundamental wave component and a non-linear wave components.
【0111】 [0111]
この実施例に係る超音波診断装置は図21に示すように、第1実施例に係る図1と同一の構成を含むとともに、レシーバ回路33とDSC35の間に、心腔域同定回路80及び心腔域表示制御回路81を設けている。 As shown in the ultrasonic diagnostic apparatus 21 according to this embodiment, with including 1 same configuration as in the first embodiment, between the receiver circuit 33 and DSC35, heart 腔域 identification circuit 80 and cardiac the 腔域 display control circuit 81 is provided.
【0112】 [0112]
ここで、レシーバ回路33から得られる基本波成分SfのエコーレベルをP1、非線形波成分SNLのエコーレベルをP2とする。 Here, the echo level of the fundamental wave component Sf obtained from the receiver circuit 33 P1, a and P2 echo level of the non-linear wave components SNL. 静脈注入によるコントラストエコー法の場合、心腔領域では基本波成分及び非線形波成分の発生は共に心腔内の造影剤に起因するのに対し、心筋領域では基本波成分は主に心筋組織に起因して発生し、非線形波成分は心筋内の造影剤に起因して発生する。 For intravenous infusion by contrast echo method, the cardiac cavity region to be due to the contrast agent of both the heart chamber is the generation of the fundamental wave component and a non-linear wave components, the fundamental wave component in the myocardial region is mainly due to myocardial tissue generated by the non-linear wave components caused by the contrast medium in the myocardium. この状態が起こるとき、 When this condition occurs,
【外1】 [Outside 1]
となることが考えられるから、適当なしきい値Kを導入し、 Since it is considered that the by introducing appropriate threshold K,
【数1】 [Number 1]
(P1/P2)<K (P1 / P2) <K
となるピクセル領域を心腔領域(又は非心筋領域)と定義することができる。 It can be defined as the cardiac cavity region (or non-myocardial region) to become the pixel region.
【0113】 [0113]
そこで、前記心腔域同定回路80は、ピクセル毎に、レシーバ回路33の出力信号のレベルP1、P2を比較して、「P1/P2」がしきい値Kよりも小さい領域を心腔領域のピクセルとして自動的に同定する。 Therefore, the heart 腔域 identification circuit 80, for each pixel, by comparing the level P1, P2 of the output signal of the receiver circuit 33, "P1 / P2" is the cardiac cavity region of the area smaller than the threshold value K automatically identified as pixels. この同定結果(すなわち、“(P1/P2)<K”か否か)に基づいて心腔域表示制御回路81はDSC35に画像データの各ピクセルの表示/非表示情報を送る。 This identification result (i.e., "(P1 / P2) <K" or not) on the basis of heart 腔域 display control circuit 81 sends a display / non-display information of each pixel of the image data to the DSC35. DSC35は、その表示/非表示情報に応じてフレーム画像データの各ピクセルをマスク(非表示)する。 DSC35 masks (not shown) each pixel of the frame image data according to the display / non-display information. この結果、第6実施例の場合と同様に、心腔領域を表示しない心筋分布像が得られ、心筋の造影剤による輝度増強の変化を容易に且つ精度良く画像上で同定できる。 As a result, as in the case of the sixth embodiment, it obtained myocardial distribution image that does not display the cardiac cavity region is be identified on easily and accurately image the change in the brightness enhancement by myocardial contrast agents.
【0114】 [0114]
なお、上記心腔域同定回路80で用いられる論理式は上述したものに限定されることなく、診断対象の状態に応じて変更できる。 Note that logical expression used in the above-centered 腔域 identification circuit 80 is not limited to those described above can be changed depending on the condition being diagnosed. 当然にしきい値Kも適宜選択するようにしてよい。 Naturally threshold value K may also be so selected as appropriate.
【0115】 [0115]
なおまた、上記第6及び第7実施例では診断対象を心筋とする場合について説明したが、これ以外にも、例えば大血管系であってもよく、その血管壁と血管内部との間の同様の表示/非表示制御に適用してもよい。 Note also, in the sixth and seventh embodiments has described the case where the diagnosis target myocardium, other than this, for example may be a large vasculature, similar between the vessel wall and the blood vessel internal it may be applied to the display / non-display control.
【0116】 [0116]
(第8実施例) (Eighth Embodiment)
第8実施例を図22及び図23を参照して説明する。 An eighth embodiment with reference to FIGS. 22 and 23 will be described. この実施例は、異なる周波数の複数の超音波ビームを同時に生体内に送信し、これに基づくコントラストエコー法を実施する超音波診断装置に関する。 This embodiment differs from the frequency of the plurality of ultrasonic beams simultaneously transmitted into the living body, an ultrasonic diagnostic apparatus for carrying out a contrast echo method based thereon. すなわち、異なる周波数(基本波成分f1、f2、f3・・・)の複数の超音波ビームを同時に生体内に送信する送信系と、生体内にて生成される、それらの基本周波数間並びにそれらの基本周波数の高調波成分間の和の周波数成分(f1+f2、f2+f3、……、Nf1+Mf3、……;M、Nは整数)及び差の周波数成分(f1−f2、f2−f3、・・・、Nf1−Mf3、・・・;M、Nは整数)の内の少なくとも1成分以上を含む周波数帯域のエコー信号を受信し信号処理できる受信・処理系と、基本波成分及び非基本波成分のコントラスト像を表示できる表示系とを備えたものであり、生体内の造影剤の非線形散乱に拠る送信周波数成分の和又は差周波数を検出し、これに基づいて生体内に超音波造影剤の分布を映像化するも In other words, different frequencies and transmission system for transmitting a plurality of ultrasonic beams simultaneously in vivo (fundamental wave component f1, f2, f3 · · ·), is generated in the living body, between these fundamental frequencies and their frequency components of the sum between the harmonic components of the fundamental frequency (f1 + f2, f2 + f3, ......, Nf1 + Mf3, ......; M, N is an integer) and the difference frequency component (f1-f2, f2-f3, ···, Nf1 -Mf3, ···; M, N is a receiving and processing system that can receive signal processing echo signals of a frequency band including at least one or more components of an integer), the contrast image of the fundamental wave component and a non-fundamental component are those in which a display system capable of displaying, detecting a sum or difference frequency of the transmission frequency components due to the nonlinear scattering of contrast agent in vivo, video distribution ultrasound contrast agent into a living body based on this also of である。 It is.
【0117】 [0117]
これの具体例を示す図22の超音波診断装置は、2周波数成分(f1、f2)の同時駆動を行い、その差周波数成分(f1−f2)を映像化しようとするものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus of Figure 22 showing this embodiment performs simultaneous driving of the two frequency components (f1, f2), it is intended to visualize the difference frequency component (f1-f2).
【0118】 [0118]
この超音波診断装置に備えたプローブ10は前述と同様に振動子グループA及びBに機能上振り分けられ、この内、振動子グループAの振動子群を第1基本波成分f1の送信用に、また振動子グループBの振動子群を第2基本波成分f2の送信用に各々当てている。 The ultrasonic diagnostic apparatus probe 10 provided in the distributed functional in the same manner as described above vibrator group A and B, among this, for transmission to transducer group of the transducer group A of the first fundamental wave component f1, Further and against each of the transducer groups of the vibrator group B for transmission of the second fundamental component f2. プローブ10の全振動子は、基本波帯域(f1、f2)とその差周波数帯域(f1−f2)の両方に十分な送受信感度を持たせている。 All the vibrator of the probe 10 is made to have a sufficient transmission and reception sensitivity in both the fundamental band (f1, f2) and the difference frequency band (f1-f2).
【0119】 [0119]
送信系としては図示の如く、クロック発生回路20及び送信フォーカス用の送信遅延回路21が設けられ、この送信遅延回路21の出力側に、第1のパルサ回路22a及び第1の送信共振回路23aの直列回路と第2のパルサ回路22b及び第2の送信共振回路23bの直列回路とが併設されている。 As illustrated as a transmission system, the transmission delay circuit 21 of the clock generating circuit 20 and the transmission focus is provided on the output side of the transmission delay circuit 21, the first pulser circuit 22a and the first transmission resonant circuit 23a a series circuit of the series circuit and the second pulser circuit 22b and the second transmission resonant circuit 23b are juxtaposed. この内、第1のパルサ回路22aの各パルサは第1基本波成分f1を中心周波数にもつ駆動パルスを発生し、第2のパルサ回路22bの各パルサは第2基本波成分f2を中心周波数にもつ駆動パルスを発生する。 Among them, the pulser of the first pulser circuit 22a generates a drive pulse having the center frequency of the first fundamental wave component f1, the pulser of the second pulser circuit 22b to the center frequency of the second fundamental wave component f2 a driving pulse that has to occur. そして、第1の送信共振回路23aは第1基本波成分f1を中心周波数とする設定帯域に共振可能で、振動子グループAの各振動子に接続されている。 The first transmission resonant circuit 23a can resonate set band having a center frequency of the first fundamental wave component f1, and is connected to the transducers of the transducer group A. 第2の送信共振回路23bは第2基本波成分f2を中心周波数とする設定帯域に共振可能で、振動子グループBの各振動子に接続されている。 Second transmitting resonant circuit 23b is capable resonance set band having a center frequency of the second fundamental wave component f2, and is connected to the transducers of the transducer group B. これらの送信共振回路23a、23bは、各々、前述したと同様に機能するので、パルサが完全なSin波駆動ではなくて駆動パルスの高調波成分が含まれていたとしても、それらの高調波成分は除去され、第1、第2基本波成分f1、f2からなる駆動パルスが各々、振動子グループA、Bに供給される。 These transmission resonant circuit 23a, 23b, respectively, since it functions in the same manner as described above, even pulser is included harmonic component of the driving pulses rather than complete Sin wave driving, their harmonic components is removed, the drive pulse composed of first, second fundamental wave component f1, f2 are each supplied vibrator group a, the B.
【0120】 [0120]
上記第1,第2の送信共振回路23a、23bのパルサ側端は、全チャンネル分のプリアンプを搭載したプリアンプ回路30を介して受信遅延・加算回路31に接続されている。 The first, second transmission resonant circuit 23a, pulser end of 23b is connected to the reception delay adder circuit 31 through a preamplifier circuit 30 which carries all channels of the preamplifier. この回路31の出力端は、第1基本波成分f1を抽出する基本波用BPF32aと差周波数成分「f1−f2」を抽出する差周波用のBPF32bとを並列に介して、レシーバ回路33に接続されている。 The output terminal of the circuit 31, via the BPF32b for difference frequency for extracting BPF32a and difference frequency components for the fundamental wave "f1-f2 'that extracts the first fundamental wave component f1 in parallel, connected to the receiver circuit 33 It is. このレシーバ回路33の出力側にはDSC35、モニタ36が順次設けられている。 This is the output side of the receiver circuit 33 DSC35, monitor 36 are sequentially provided.
【0121】 [0121]
このため、プローブ10により受信された基本波成分(f1、f2)および差周波数成分「f1−f2」を含むエコー信号は、非共振状態の送信共振回路23a、23bを経てプリアンプ回路30に送られる。 Therefore, the echo signal including the received fundamental wave component (f1, f2) and difference frequency components "f1-f2 'by the probe 10 is sent to the preamplifier circuit 30 via transmission resonant circuit 23a of the non-resonant state, the 23b . このプリアンプ回路30でチャンネル毎に増幅されたエコー信号は、受信遅延・加算回路31で受信フォーカスが掛けられる。 Echo signal amplified for each channel in the pre-amplifier circuit 30, reception focusing is applied in the reception delay adder circuit 31. この受信処理がなされたエコー信号の中から、基本波用BPF32aにより一方の基本波成分f1のエコー信号Sf1が抽出され、差周波数用BPF32bにより差周波数成分「f1−f2」のエコー信号Sf1−f2が抽出され、各々がレシーバ回路33に送られ、包絡線検波や対数圧縮の処理に付される。 From of made echo signals the reception processing is one of the echo signals Sf1 of the fundamental wave component f1 is extracted by BPF32a for fundamental echo signal Sf1-f2 of difference frequency component by BPF32b the differential frequency "f1-f2 ' There are extracted, each is sent to the receiver circuit 33 is subjected to envelope detection or logarithmic compression processing. この結果、一方の基本波成分f1及び差周波数成分「f1−f2」のエコー信号Sf1、Sf1−f2に基づくBモード像の画像データが個別につくられ、これらがDSC35を介してモニタ36に送られて分割像或いは重畳像として表示される。 As a result, the image data of the B-mode image based on the echo signals Sf1, Sf1-f2 of one of the fundamental wave component f1 and difference frequency components "f1-f2" is made to the individual, it is sent to the monitor 36 via the DSC35 It is to be displayed as a split image or superimposed image.
【0122】 [0122]
したがって、本実施例によっても第1〜第4実施例と同等の効果が得られるほか、差周波数成分に基づくBモード像を映像化するため、2次高調波は、送信時に発生し易いが、差周波数成分が発生することはない。 Therefore, in addition to also present examples are the first to fourth embodiment and the same effect can be obtained, for imaging the B-mode image based on the difference frequency component, second harmonic is likely to occur at the time of transmission, never difference frequency component is generated. したがって、2次高調波を利用するよりS/N比良く検出できる可能性があるという特別の利点もある。 Therefore, there is also a special advantage that it may be possible to S / N Hira ku detection than utilizing a second harmonic wave.
【0123】 [0123]
なお、この第8実施例では超音波ビームの同時駆動数を「2周波」としたが、「3周波」以上であってもよい。 Incidentally, in this eighth embodiment has been simultaneously driving speed of the ultrasonic beam as "two-frequency", it may be "3-frequency" or more. また、基本波像を形成する基本波成分としては上述していないもう一方の第2基本波成分f2を用いるようにしてもよい。 As the fundamental wave component forming the fundamental wave image may be used a second fundamental component f2 of the other not described above. さらに、基本波像とペアを成す、造影剤の散乱に基づく画像は和周波数成分を使って生成するようにしてもよい。 Furthermore, forming the fundamental wave image and the paired image based on scattering of contrast agent may be generated using the sum frequency component. さらに、この実施例において、第1実施例同様に送受信系に対して種々の変形が可能である。 Further, in this embodiment, and various modifications are possible with respect to the first embodiment similarly transceiver system.
【0124】 [0124]
さらに、複数の周波数の超音波ビームを同時に送信する構成に対しては、複数の周波数成分が線形加算された時間波形を送信できる送信器、シンセサイザー等を備えることもできる。 Further, with respect to the structure for transmitting the ultrasonic beam of the plurality of frequencies simultaneously, the transmitter having a plurality of frequency components can send linear addition time waveform may also comprise a synthesizer and the like.
【0125】 [0125]
(第9実施例) (Ninth Embodiment)
第9実施例を図24に基づいて説明する。 The ninth embodiment will be described with reference to FIG. 24. この実施例に係る超音波診断装置も第8実施例と同様に、生体内で発生した、送信ビーム信号の周波数成分間の和または差の周波数成分を検出・表示することにより、生体内の造影剤の分布の映像化を目的にしている。 Similar to the ultrasonic diagnostic apparatus is also an eighth embodiment according to this example, generated in vivo, by detecting and displaying the frequency component of the sum or difference between the frequency components of the transmitted beam signals, imaging in vivo It is for the purpose of visualization of the distribution of the agent.
【0126】 [0126]
この超音波診断装置に用いるプローブ10は複合型プローブであって、フェーズド・アレイ・プローブ10aとシングルプローブ10bとを備えている。 The probe 10 used in the ultrasonic diagnostic apparatus is a complex type probe, and a phased array probe 10a and a single probe 10b. フェーズド・アレイ・プローブ10aは、2つの基本波成分f1、f2の内の一方f1の送受信及びそれらの差周波数成分「f1−f2」の受信を担っており、「f1−f2」〜f1の周波数帯域に十分な超音波送受信感度を有している(図23(a)または(b)参照)。 Phased array probe 10a is responsible for the reception of two one f1 of the transmission and reception and their difference frequency component of the fundamental wave component f1, f2 "f1-f2 ', the frequency of" f1-f2' ~f1 has sufficient ultrasonic wave transmission and reception sensitivity band (see FIG. 23 (a) or (b)). これに対し、シングルプローブ10bはもう一方の基本波成分f2の送信専用であり、その基本波成分f2の帯域に十分な送信感度を持たせている。 In contrast, a single probe 10b is the other transmission dedicated fundamental component f2, and to have a sufficient transmission sensitivity band of the fundamental wave component f2.
【0127】 [0127]
また、第8実施例と同様に、送信系には第1、第2のパルサ回路22a、22bが設けられ、第1基本波成分f1の駆動パルスを出力する第1のパルサ回路22aがフェーズド・アレイ・プローブ10aにチャンネル毎に接続されるとともに、第2基本波成分f2の駆動パルスを出力する第2のパルサ回路22bがシングルプローブ10bに接続されている。 Further, similarly to the eighth embodiment, first, second pulser circuit 22a, 22b is provided in the transmission system, the first pulser circuit 22a for outputting a drive pulse of the first fundamental wave component f1 is phased is connected to each channel in array probe 10a, the second pulser circuit 22b for outputting a drive pulse of the second fundamental wave component f2 is connected to a single probe 10b. また、フェーズド・アレイ・プローブ10aには受信・処理系のプリアンプ回路30が接続され、これ以降は、第8実施例と同一に信号処理される。 Moreover, the phased array probe 10a preamplifier circuit 30 of the reception-processing system is connected, hereafter is signal processing in the same manner as the eighth embodiment. フェーズド・アレイ・プローブ10aとシングルプローブ10bから個々に放射される2つの超音波ビーム信号は、所望の診断部位の位置で交差するようにビーム方向、位置が設定されるとともに、その交差領域を示す画像がモニタ36に表示されるようになっている。 Two ultrasonic beam signal from phased array probe 10a and a single probe 10b are individually radiation beam direction so as to intersect at the position of the desired diagnostic site, along with the location is set, indicating the crossing region the image is displayed on the monitor 36.
【0128】 [0128]
この結果、上記交差領域、すなわち診断部位に受信フォーカスされるように受信遅延・加算回路31により遅延加算処理することで、第8実施例と同様に、第1基本波成分f1及び差周波数成分「f1−f2」のエコー信号に基づくBモード像が得られる。 As a result, by delay addition processing by reception delay adder circuit 31 as reception focusing the intersection region, namely the diagnosis region, as in the eighth embodiment, the first fundamental wave component f1 and difference frequency components " B-mode image based on the echo signal of f1-f2 "is obtained. この実施例では、2つの基本波成分f1、f2の内、第2基本波成分f2をシングルプローブ10bで送信するので、フェーズド・アレイ・プローブは従来用いられているプローブを流用して構成できるという独特の効果がある。 In this example, the two fundamental wave component f1, f2, that the second fundamental component f2 and transmits at a single probe 10b, phased array probes can be constructed by diverting a probe is conventionally used there is a unique effect.
【0129】 [0129]
なお、上記シングルプローブはビーム方向を機械的に偏向可能な構成であってもよい。 Incidentally, the single probe may be mechanically deflectable constituting the beam direction. また、送信共振回路を第1のパルサ回路及びシングルプローブ間と第2のパルサ回路及びフェーズド・アレイ・プローブ間とに各々介挿させる構成も可能である。 Further, it is also possible to adopt a composition in which inserted respectively through the transmission resonant circuit and between the first pulser between the circuit and the single probe and the second pulser circuit and phased array probe.
【0130】 [0130]
(第10実施例) (Tenth Embodiment)
本発明の第10実施例を、図 25を参照して説明する。 A tenth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 25.
【0131】 [0131]
この第10実施例は受信可能な非線形波成分(高周波,分調波,超音波または和/差周波数)を発する反射エコー源の移動速度の演算および表示に関する。 The tenth embodiment is capable of receiving the non-linear wave components (high-frequency, subharmonic, ultrasound or sum / difference frequency) about the operation and display of the moving velocity of the echo source that emits.
【0132】 [0132]
同図に示す超音波診断装置は、第1実施例、すなわち図1と同一の構成に加えて、速度演算部90を受信・処理系に備えている。 The ultrasonic diagnostic apparatus shown in the figure, the first embodiment, i.e., in addition to the same configuration as FIG. 1, and a speed calculating part 90 to the reception and processing system. 具体的には、2次高調波成分を抽出する非線形波用BPF32bの出力側が速度演算部90を介してDSC35に至るとともに、基本波用BPF32aの出力側がレシーバ回路33を介してDSC35に至る。 More specifically, the output side of the non-linear wave extracting a second harmonic component BPF32b reaches the DSC35 via the speed calculator 90, the output side of the BPF32a for fundamental reaches DSC35 via the receiver circuit 33. 速度演算部90は、従来周知のドプラ法または相互相関法などの手法を用いて2次元の運動速度データを演算するようになっている。 Speed ​​calculator 90 is adapted to calculate a two-dimensional motion velocity data using techniques such as conventionally known Doppler method or cross-correlation method.
【0133】 [0133]
このため、受信遅延・加算回路31により受信フォーカスが掛けられた基本波成分および非基本波成分を含むエコー信号は、基本波用BPF32aから基本波成分のみのエコー信号Sfとしてレシーバ回路33に送られる。 Therefore, the echo signal including the fundamental wave component and a non-fundamental component receiving focus is multiplied by the reception delay adder circuit 31 is sent to the receiver circuit 33 as an echo signal Sf of only the fundamental wave component from BPF32a for fundamental . このため、レシーバ回路33から、組織の形態情報としてのBモード像(基本波像)データがDSC35に供給される。 Thus, the receiver circuit 33, B-mode image of the form information of the organization (the fundamental wave image) data is supplied to the DSC35. これに対して、非基本波用BPF32bからは、全エコー信号の内の2次高調波成分から成るエコー信号S2fが抽出されて速度演算部90に送られる。 In contrast, the non-fundamental for BPF32b, echo signal S2f consisting second harmonic component of the total echo signal is sent is extracted to the speed calculation section 90. 速度演算部90は例えば特開平6−114059号に示す如く構成されており、特に、対象部位の先験的に知られている速度範囲に対応する周波数帯域のみのドプラ信号を抽出するフィルタを備えている。 Speed ​​calculating unit 90 is configured as shown in JP-A-6-114059, in particular, a filter for extracting a Doppler signal of the frequency band only corresponding to the speed range that is known a priori of sites ing. この速度演算部90により、このエコー信号S2fに基づいて、2次高調波成分を発生させるエコー反射源、例えばコントラストエコー法施行時の超音波造影剤(すなわち静脈血流)を含む2次元分布の運動速度データが演算される。 The speed calculator 90, based on the echo signal S2f, echo return source for generating second harmonic component, for example, a contrast echo method enforcement during ultrasound contrast agent (i.e. venous blood flow) of the two-dimensional distribution comprising motion velocity data is calculated. この運動速度データはDSC35を介して、前述のBモード像データと共にモニタ36に送られ、例えばBモード像を背景とした速度分布像が表示される。 The motion velocity data through a DSC35, sent to the monitor 36 together with the above-described B-mode image data, the velocity distribution image is displayed with the background of example B-mode image. これにより、組織内(例えば心筋内)の血流速度が評価できるという利点がある。 This is advantageous in that the blood flow rate in the tissue (e.g., the myocardium) can be evaluated.
【0134】 [0134]
なお、スキャン面のBモード像上に設定した関心領域のエコー源の運動速度を同時に演算させ、その時間変化を表示させるようにしてもよい。 Incidentally, the motion velocity of the echo source region of interest set on the scanning plane of the B-mode image simultaneously calculated, may be caused to display the time change.
【0135】 [0135]
(第11実施例) (Eleventh Embodiment)
本発明の第11実施例を、図 26を参照して説明する。 An eleventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 26. この実施例に係る超音波診断装置は、超音波造影剤によるコントラストエコー法適用時に、基本波成分のエコーレベルに基づく心筋のような組織の形態情報と、非基本波成分のエコーレベルに基づく組織内血流情報とに加え、基本波成分のエコーレベルに基づいて組織(例えば心筋)の運動速度を演算できるようにし、それら三者、すなわち「組織形態情報」,「組織内血流情報」,及び「組織運動速度」を同時に表示できるようにしたものである。 Ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment, when the contrast echo method is applied by the ultrasonic contrast agent, and the form information of a tissue such as the myocardium based on the echo level of the fundamental wave component, tissue based on an echo level of the non-fundamental component in addition to the Uchichiryu information, to allow calculating the motion velocity of a tissue (e.g., cardiac muscle) on the basis of the echo level of the fundamental wave component, which tripartite or "Ownership information", "tissue blood flow information", and it is obtained as "tissue motion speed" to be displayed simultaneously.
【0136】 [0136]
これを具体的に説明すると、この超音波診断装置は図1(第1実施例)と同等の構成に加えて、クラッタ除去フィルタ91,血流用速度演算部92,及び組織用速度演算部93を図示の如く備えている。 To explain this in detail, the ultrasonic diagnostic apparatus in addition to the same configuration FIG 1 (first embodiment), clutter rejection filter 91, the blood diverted speed calculator 92, and tissue-speed calculating section 93 the is equipped as shown in the figure. すなわち、基本波用BPF32aの出力端とDSC35の間に、一方のレシーバ回路32a、不要なクラッタ成分を除するクラッタ除去フィルタ91及び血流の運動速度を演算する血流用速度演算部92の直列構成、ならびに心筋などの組織の運動速度を演算する組織用速度演算部93が並設されている。 In other words, between the output terminal and DSC35 of BPF32a for fundamental, one of the receiver circuits 32a, series of clutter rejection filter 91 and the blood diverted speed calculation unit 92 for calculating the motion velocity of the blood flow dividing unwanted clutter components configuration, as well as tissue-speed calculating section 93 for calculating the rate of movement of tissue such as the myocardium are juxtaposed.
【0137】 [0137]
非基本波用BPF32bは、もう一方のレシーバ回路32bを介してDSC35に至る。 BPF32b for non fundamental leads to DSC35 via the other receiver circuit 32b.
【0138】 [0138]
この内、組織用速度演算部93としては例えば特開平5−84246号で開示された構成のものが知られている。 Among them, as a tissue-speed computing unit 93 are known having a structure disclosed in for example JP-A-5-84246. すなわち、受信フォーカスが掛けられたエコー信号を位相検波部でドプラ周波数について位相検波し、この位相検波信号からフィルタ部のLPFにより血流や心臓の弁などに因るドプラ信号を除去し、このフィルタリングされたエコー信号を使って、周波数解析部により、自己相関法やFFT法の手法に基づいて組織のドプラ偏移周波数の2次元分布のデータを算出するようにしたものである。 That is, phase detection for Doppler frequency of the echo signal reception focusing is multiplied by the phase detection unit, to remove the Doppler signal due like blood flow and heart valves by LPF of the filter unit from the phase detection signal, this filtering with the echo signal, the frequency analysis unit, in which to calculate the data of the two-dimensional distribution of the Doppler shift frequency of the tissue on the basis of the method of the autocorrelation method or the FFT method. したがって、この血流用組織演算部92では、上記ドプラ偏向移周波数の2次元分布データを使って組織の運動速度の最大値や平均値が求められる。 Therefore, in the blood diverted tissue calculation unit 92, maximum value or average value of the motion velocity of the tissue using a two-dimensional distribution data of the Doppler deflection shift frequency is determined. なお、上記周波数解析部の解析手法としては、相互相関法であってもよい。 As the analysis method of the frequency analysis unit, it may be a cross-correlation method.
【0139】 [0139]
このために、受信遅延・加算回路31により受信フォーカスを掛けられた、基本波成分及び非基本波成分を含むエコー信号の中から、基本波用BPF32aで基本波成分Sfが抽出され且つ非基本波用BPF32bで2次高周波成分S2fが抽出される。 To this, it was multiplied by the reception focusing by reception delay addition circuit 31, from the echo signal including the fundamental wave component and a non-fundamental component is extracted fundamental component Sf in BPF32a for fundamental and non-fundamental secondary high-frequency component S2f is extracted with use BPF32b. この内、基本波成分Sfのエコー信号は、レシーバ回路32aによりBモード像の画像データに生成される一方で、クラッタ除去フィルタ91及び血流用速度演算部92により血流の速度分布像(例えばカラードプラ(CFM)像)の画像データに生成され、且つ、組織用速度演算部93により組織(例えば心筋)の運動速度分布像の画像データに生成される。 Among them, an echo signal of the fundamental wave component Sf, while generated image data of the B-mode image by the receiver circuit 32a, the blood flow velocity distribution image of the clutter rejection filter 91 and the blood diverted speed calculation unit 92 (e.g. color generated image data of a Doppler (CFM) image), and is generated in the image data of the motion velocity distribution image of the tissue (e.g., cardiac muscle) by tissue-speed computing unit 93. 一方、2次高調波成分S2fのエコー信号は、もう一方のレシーバ回路33bにより2次高調波成分のBモード像の画像データに生成される。 On the other hand, the echo signals of the second harmonic component S2f is generated to the image data of the B-mode image of the second harmonic component by the other receiver circuit 33b. これら4通りの画像データはDSC35に各々送られた後、その時点で指令されている表示態様のフレーム画像データに変換され(各画像データの取捨選択及び合成を含む)、モニタ36で表示される。 After these the four ways image data is sent each DSC35, is converted to the frame image data of the display mode is commanded at the time (including the selection and synthesis of the image data), it is displayed on the monitor 36 .
【0140】 [0140]
この表示例を、静脈注入による超音波造影剤に係るコントラストエコー法を心臓に適用した場合について図27で説明する。 The display example, a contrast echo method according to the ultrasound contrast agents by intravenous infusion described in Figure 27 for the case of applying to the heart. 同図に示すように、受信・処理系の基本波系のレシーバ回路33aを通過したエコー信号が心臓のBモード像IMfの画像データを成し、これにより心筋の形態情報や心筋の動きの視覚情報を提供する。 As shown in the figure, the echo signal passed through the receiver circuit 33a of the fundamental wave system receiving and processing system forms an image data of B-mode images IMf heart, thereby the visual motion of the heart muscle in the form information and the myocardium to provide information. また、受信・処理系の2次高調波系を通過したエコー信号が心筋内血流の分布像(perfusion)IM2fの画像データを提供する。 Further, the echo signal passed through the second harmonic system receiving and processing system provides the image data of the distribution image (perfusion) IM2f of myocardial blood flow. 表示の一態様として、DSC35にて、両者IMf及びIM2fの画像データを重畳することで、複合画像IMf+2fがモニタ36に表示され、この心筋内の血流灌流領域RB (画像IMf+2f中の黒塗りの部分)がリアルタイムに可視化される。 One embodiment of the display, at DSC35, by superimposing the image data of both IMF and IM2f, composite image IMF + 2f is displayed on the monitor 36, the black blood flow perfusion region RB (the image IMF + 2f of the myocardium portion) is visualized in real time.
【0141】 [0141]
また上記基本波系の組織用速度演算部93を通過したエコー信号が心筋の運動速度の2次元分布像の画像データを成す。 The echo signal which has passed through the tissue for speed calculation unit 93 of the fundamental wave system forms the image data of the two-dimensional distribution image of the motion velocity of the cardiac muscle. そこで、この運動速度の2次元分布像(図示せず)をそのまま表示させるようにしてもよいし、また例えばDSC35にてピクセル毎に速度V>Vt(Vt:与えられた閾値)か否かを判定し、この判定条件に合致した、閾値Vt以上の運動速度の2次元分布像IMvの画像データが形成される。 Therefore, two-dimensional distribution image of the movement speed may be caused to directly display (not shown), also for example the rate at DSC35 per pixel V> Vt: whether (Vt given threshold) determined, matched to this determination condition, the image data of the two-dimensional distribution image IMv threshold Vt further movement speed is formed. この2次元分布像IMvを表示させることにより、心筋の壁運動異常領域Rw(画像IMv中の白抜きの部分)が可視化される。 By displaying the two-dimensional distribution image IMV, myocardial wall motion abnormality region Rw (white portion in the image IMV) is visualized. さらに別の表示態様として、上述の如く閾値処理された心筋運動速度の2次元分布像IMvと心筋Bモード像IMf及び心筋内血流分布像IM2fとの三者をDSC35にて重畳演算する(壁運動異常領域Rwと血流灌流領域RBとの論理積を演算する)。 As yet another display mode, to convolution tripartite between the two-dimensional distribution image IMv myocardial B-mode image IMf and myocardial blood flow distribution image IM2f of myocardial motion velocity which is thresholded as described above by DSC35 (wall It calculates a logical product of the motion abnormal region Rw and the blood flow perfusion region RB). これにより、モニタ36には、複合画像IMf+2f+vが表示され、心筋Bモード像を背景にして、心筋壁の運動は止まっている(詳細には、壁運動速度がある閾値以下)が、血流は灌流しているという、診断上興味深い領域RW+Bがリアルタイムに可視化される。 Thus, the monitor 36 displays the composite image IMF + 2f + v, myocardial B-mode image in the background, the movement of the myocardial wall For still (specifically, below a certain threshold wall motion speed), blood flow that are perfused, diagnostically interesting area RW + B is visualized in real time.
【0142】 [0142]
このように、本実施例によれば、例えば心筋を形態・運動・血液灌流の各観点から個別にリアルタイムに診断できる一方で、それらを総合的にリアルタイムに診断でき、いわゆる心筋のバイアビリティ評価が可能になる。 Thus, according to this embodiment, for example, cardiac muscle while the diagnose in real time separately from the aspects of form, exercise-blood perfusion, they can comprehensive diagnosis in real time, the so-called myocardial viability assessment possible to become. これにより、従来に無い有用な情報を提供することができる。 Thus, it is possible to provide useful information unprecedented.
【0143】 [0143]
(第12実施例) (Twelfth Embodiment)
本発明の第12実施例を図28〜図30に基づいて説明する。 The twelfth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 28 to 30. この実施例の超音波診断装置は超音波造影剤に係る非基本波成分による画像データを一定時間間隔で収集し、この収集データから輝度変化曲線(TDC:Time Density Curve)を演算するとともに、この変化曲線の特徴量(パラメータ)を演算するようにしたものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus of Example collects image data by non-fundamental component of the ultrasound contrast agent at predetermined time intervals, the brightness change curve from the collected data: while calculating the (TDC Time Density Curve), this feature amount of change curve (parameter) is obtained so as to calculation.
【0144】 [0144]
図28に示すこの実施例の超音波診断装置は、前述した図1(第1実施例)の構成に加えて、上述の一定時間間隔の画像データ収集を行うために、ECG(心電計)95,ECG用アンプ96,及びトリガ信号発生器97を備えている。 The ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment shown in FIG. 28, in addition to the configuration of FIG. 1 described above (first embodiment), in order to perform the image data acquisition of the predetermined time intervals mentioned above, ECG (electrocardiograph) 95, and includes an ECG amplifier 96 and a trigger signal generator 97,. ECG95は被検者の各心時相の心電図情報(ECG信号) を、E CG用アンプ96を介してトリガ信号発生器97に送ってくる。 ECG95 the electrocardiogram information of each cardiac phase of the subject (ECG signal) coming sends the trigger signal generator 97 via the E CG amplifier 96. このトリガ信号発生器97は、ECG信号の内の例えばR波の立ち上がりに応答したトリガパルスを生成してクロック発生回路20の送受タイミング決定部及びDSC35に送る。 The trigger signal generator 97 generates and sends a trigger pulse in response to the rising of the example of the R-wave of the ECG signal for transmission and reception timing determination unit and DSC35 clock generating circuit 20. このため、クロック発生回路20の送受タイミング決定部は、トリガパルス到来からの一定時間のカウントによって、ECG信号の各周期における最適なデータ収集タイングTnを決め、このタイミングTnに合致した送受信タイミングを含む一連の送受信を送信系及び受信・処理系に行なわせる。 Therefore, transmission and reception timing determination portion of the clock generation circuit 20, the count of a predetermined time from the trigger pulse arrives, determines the optimum data acquisition Taingu Tn in each cycle of the ECG signal, including the reception timing that matches the timing Tn a series of transmission and reception to perform the transmission system and the reception-processing system. このデータ収集タイミングTnは、例えば図29(a)に示す如く左心室拡張末期(例えばR波から一定時間後)に設定される。 The data acquisition timing Tn are set in the left ventricle end-diastolic as shown in example FIG. 29 (a) (e.g., after the R-wave fixed time). したがって、このようにECG同期されたデータ収集タイミングTnの到来毎に画像データが収集されることになる。 Therefore, the image data is collected in this way for each arrival of ECG synchronized data acquisition timing Tn.
【0145】 [0145]
さらに、この超音波診断装置はその受信・処理系の一部として、DSC35に接続されたイメージメモリ回路98,輝度変化曲線演算部99,及びパラメータ演算部100を備えている。 Further, the ultrasonic diagnostic apparatus as part of the reception-processing system includes the image memory circuit 98 is connected to the DSC35, luminance variation curve calculation unit 99, and the parameter calculating part 100. イメージメモリ回路98はDSC35に送られてきた非基本波成分としての2次高調波成分の画像データをデータ収集タイミングTn毎に逐一記憶する。 Image memory circuit 98 one by one store image data of the second harmonic component for each data acquisition timing Tn as non fundamental component sent to DSC35. 輝度変化曲線演算部99はCPU機能を有し、イメージメモリ回路98に記憶した画像データの内、心筋の一部に設定されたROI(このROIは事前に、又は画像収集後に設置される)の位置に対応した画像データを読み出して輝度変化曲線TDCのデータを演算する。 Luminance change curve calculation unit 99 has a CPU function, among the image data stored in the image memory circuit 98, ROI that is set on a part of the myocardium (the ROI is installed in advance, or after image acquisition) It reads out the image data corresponding to the position for calculating the luminance change curve TDC data.
【0146】 [0146]
これにより、各心周期におけるECG同期されたデータ収集タイミングTn毎に(図29(a)参照)、例えば左室短軸像(同図(b)参照)の画像データが収集され、これらの画像データがイメージメモリ回路98に格納される。 Thus, (see FIG. 29 (a)) for each ECG synchronized data acquisition timing Tn to in each cardiac cycle, for example, image data of left ventricular short-axis image (FIG. (B) refer) is collected, these images data is stored in the image memory circuit 98. そこで、輝度変化曲線演算部99により全画像データ収集後に、各画像データのROI位置相当のデータが読み込まれ、ROI内データを平均するなどの演算を行なって、造影剤注入時刻t0からの経過時間tに対する輝度の変化データ(図29(c)参照)が演算される。 Therefore, after all the image data collected by the luminance variation curve calculation unit 99, the data of the corresponding ROI position of each image data is read, by performing operations such as averaging the ROI in the data, the time elapsed from the contrast agent injection time t0 luminance change data for t (see FIG. 29 (c)) is calculated. なお、この演算は画像データ収集中に一定タイミング毎に行なうことも可能で、これによりイメージメモリ回路98のメモリ容量を減らすことができる。 Incidentally, this operation can also be performed at every predetermined timing during image data acquisition, thereby reducing the memory capacity of the image memory circuit 98.
【0147】 [0147]
さらに輝度変化曲線演算部99とDSC35の間にはパラメータ演算部100を設けている。 It is provided with a parameter calculation unit 100 further between the luminance change curve calculation unit 99 and DSC35. このパラメータ演算部100はCPU機能を有し、図30の処理を順次行なうようになっている。 The parameter calculation unit 100 has a CPU function, is adapted to successively perform the processing in FIG. 30. すなわち、輝度変化曲線演算部99における輝度変化曲線のデータ演算が完了したか否かを判断し(図30ステップ100a)、完了した場合、その曲線データのフィッティング処理を行なう(同図ステップ100b)。 That is, it is determined whether the data operation of the luminance change curve in the luminance variation curve calculation unit 99 is completed (FIG. 30 step 100a), if completed, performs fitting processing of the curve data (Fig step 100b). このフィッティング処理は、得られた輝度変化曲線のデータに対して適当な関数(ガンマ関数,ガウス関数,指数関数など)でフィッティングするもので、これによりノイズや測定誤差の影響を低減させ、本質的な輝度変化が抽出される。 This fitting process, appropriate function on the data obtained luminance change curve intended to fit in (gamma function, Gaussian function, etc. exponential), thereby reducing the influence of noise or measurement error, essentially a luminance change is extracted. なお、このフィッティング処理は輝度変化曲線演算部99で行なう構成にすることもできるし、必要ある場合のみ行なうようにすることもできる。 Note that this fitting process can either be a configuration in which a luminance variation curve calculation unit 99, it is also possible to carry out only if necessary.
【0148】 [0148]
パラメータ演算部100ではさらに、フィッティング処理した輝度変化曲線データを使って、輝度変化曲線の特徴量を表わす各種のパラメータ、例えば最大輝度レベルLMAX,最大輝度時刻tMAX,輝度半減レベルLHF,輝度半減時刻tHF輝度半減時間(=最大輝度時刻tMAX−輝度半減時刻tHF),最大輝度到達時間(注入時刻t0−最大輝度時刻tMAX),コントラスト持続時間(閾値以上の輝度レベルの持続時間)などが演算される(同図ステップ100c参照)。 The parameter calculation unit 100 further uses the luminance change curve data fitting process, various parameters representing the feature quantity of the luminance change curve, for example, the maximum brightness level LMAX, the maximum brightness time tMAX, brightness half level LHF, brightness half time tHF luminance half-life (= maximum brightness time tMAX- brightness half time THF), the maximum luminance arrival time (injection time t0- maximum brightness time tMAX), such as contrast duration (duration threshold or more luminance levels) are calculated ( see FIG step 100c).
【0149】 [0149]
このように演算されたパラメータのデータは、輝度変化曲線のデータと共にDSC35に送られ(同図ステップ100d参照)、例えば基本波像IMf及び2次高調波像IM2fの重畳画像IMf+2fとの分割表示の態様にて、モニタ36に表示される。 Data thus computed parameters, (see FIG step 100d) sent to the DSC35 with the data of the luminance change curve, for example, the superimposed image IMF + 2f of the fundamental wave image IMF and second harmonic images IM2f division display of in a manner, it is displayed on the monitor 36.
【0150】 [0150]
これにより、前述した第1実施例と同等な利点のほか、超音波造影剤を用いたコントラストエコー法の実施時に、造影剤、すなわち組織内血流分布像のみの輝度変化及びその特徴量を心周期に影響されない状態で自動的に把握することができ、診断上有益な情報を得ることができる。 Thus, other equivalent advantages as in the first embodiment described above, when the implementation of the contrast echo method using the ultrasonic contrast agents, contrast agents, i.e. the luminance change and its feature amount of only tissue blood flow distribution image Heart can be automatically grasped in a state unaffected by cycle, it is possible to obtain a diagnostically useful information.
【0151】 [0151]
なお、この実施例で設定するROI数は複数であってもよい。 Incidentally, ROI number to be set in this embodiment may be plural. また画像の収集タイミングはECG同期タイミングに限らず、単に定時間間隔やフレーム毎のタイミングであってもよい。 The timing of collecting image is not limited to ECG synchronization timing, it may simply be a timing of a constant time interval or every frame. さらに収集した画像データの記憶手段も自己の装置内のイメージメモリ回路に限定されず、装置に接続されたMO(光磁気ディスク)やワークステーションであってもよい。 Further storage means collected image data is not limited to the image memory circuit in its own device, it may be connected to MO (magneto optical disk) or a work station in the apparatus.
【0152】 [0152]
なお、上記第12実施例において、周知の如く、輝度変化曲線は組織の同一部位を対象とした場合でないとその意味をなさない可能性が大きい。 In the above twelfth embodiment, as is well known, it is great that make sense possible unless when brightness change curve with respect to the same site of the tissue. このため、輝度変化曲線のデータは通常、(1)動かない組織(腹部臓器など)、(2)ECG同期された心筋像、などを対象としている。 Therefore, normal data for the luminance change curve, (such as abdominal organs) tissue does not move (1), is set to (2) ECG synchronized myocardial images, and the like subject. しかし、これでも組織がわずかに動く場合、フレーム毎にROIの位置を微調整する手段を付加するようにしてもよい。 However, this case where any organization move slightly, may be added a means for finely adjusting the position of the ROI for each frame. ROIの微調整は、簡便的には、マウス等でROIの位置を微調整するマニュアル微調機構で行うようにしてもよい。 Fine adjustment of the ROI may conveniently specifically, may be performed manually fine adjustment mechanism for finely adjusting the position of the ROI with a mouse or the like.
【0153】 [0153]
さらに、上述した第12実施例の処理を拡大して、収集された各画像の全ピクセルまたは全ての複数ピクセルの組に対して同様の演算を、輝度変化曲線演算部及びパラメータ演算部に実行させるように構成し、これにより例えば最大輝度レベルなどのパラメータを2次元表示させることもできる。 Furthermore, the enlarged process of the twelfth embodiment described above, the same calculation for the set of all pixels or all of the plurality pixels of each image that is collected, to be executed by the luminance change curve calculating unit and a parameter calculation unit configured to, thereby for example parameters such as the maximum luminance level can be displayed two-dimensionally. この結果、最大輝度レベルの2次元分布を一目で観察できるようになり、診断上有益な手立てとなる。 As a result, it will be able to observe at a glance a two-dimensional distribution of the maximum luminance level, a diagnostically useful Tedate.
【0154】 [0154]
なお、本発明によれば非基本波成分を意図的(又は積極的)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を用いることもできる。 As the suppressing means for suppressing intentionally non fundamental component according to the present invention (or active), it is also possible to use a transmission system filter that passes only the fundamental wave component.
【0155】 [0155]
また本発明における抑圧手段としてフィルタや直列共振による送信共振回路を用いる場合、図31(a),(b)のような配置構成を採ることもできる。 In the case of using the transmission resonant circuit by the filter and the series resonance as suppression means in the present invention, FIG. 31 (a), the can be employed an arrangement such as (b). すなわち同図(a)では、プローブ10とパルサ回路22及びプリアンプ回路30との間にフィルタ110を挿入するとともに、送信時にこのフィルタ110のみを作動させ、且つ受信時にこのフィルタ110を回路から切り離して受信用のバイパス路を形成する切換スイッチ111を設けたものである。 That is, in FIG. (A), is inserted the filter 110 between the probe 10 and the pulser circuit 22 and the preamplifier circuit 30 actuates only the filter 110 at the time of transmission, and disconnect the filter 110 from the circuit during reception it is provided with a changeover switch 111 for forming a bypass passage for receiving. また同図(b)では、同じくプローブ10とパルサ回路22及びプリアンプ回路30との間に送信共振回路としての直列共振用インダクタンス112を挿入し、このインダクタンス112と並列に送信時オフ、受信時オンとする切換スイッチ113を設けたものである。 Also in FIG. (B), also the probe 10 and the pulser circuit 22 and to insert the series resonant inductance 112 as a transmission resonant circuit between the preamplifier circuit 30, sent during off in parallel with the inductance 112, when receiving on it is provided with a changeover switch 113 to. これらの回路構成によっても前述のものと同等の作用効果が得られる。 Action and effect equivalent to those described above can be obtained by these circuit configurations.
【0156】 [0156]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
本発明の超音波診断装置は、超音波パルス信号と電気量の信号との間で互いに双方向に変換可能なプローブと、所望の励振周波数を中心周波数とする基本波成分に対する非基本波成分の信号のレベルを積極的に抑圧して実質的にその基本波成分の励振周波数から成る電気量の駆動パルス信号を前記プローブに与える送信手段と、前記プローブが前記駆動パルス信号に応じて前記超音波信号を放射するとともに該超音波信号の反射信号を受信したことに応じて該プローブから出力される電気量のエコー信号を入力して該エコー信号から前記基本波成分と該エコー信号に含まれる該基本波成分に対する非基本波成分とに関する画像データを生成する受信処理手段と、その画像データを表示する表示手段と、を備えたことを要部とするので、周囲か The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention includes a probe that can be converted bidirectionally with each other between the signal of the ultrasonic pulse signals and electrical quantity, of non-fundamental component relative to the fundamental wave component having a center frequency of a desired excitation frequency and transmitting means for providing a driving pulse signal of an electrical quantity comprising the level of a signal from the actively suppressed to substantially the excitation frequency of the fundamental wave component to the probe, said probe in response to the drive pulse signal ultrasound the included in the ultrasonic signal the fundamental wave component and the echo signal reflected signal in response to receiving by entering the echo signal of an electrical quantity which is output from the probe from the echo signal with radiates signals a reception processing means for generating image data about the non-fundamental component to the fundamental wave component, since the display means for displaying the image data, and main part to be provided with, or around 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、造影剤による輝度増強の像を的確に得ることができる。 But site effect of the tissue echoes is large (myocardial, organ real, etc.), to implement a contrast echo method using intravenous infusion, it can be obtained accurately an image of brightness enhancement due contrast agent.
【0157】 [0157]
特に、心筋分布像による心筋内血流の灌流域の評価を静脈注入によるコントラストエコー法により可能にする。 In particular, the evaluation of the perfusion areas of myocardial blood flow Myocardial distribution image to allow the contrast echo method by intravenous infusion.
【0158】 [0158]
さらに、心壁の運動情報と心筋血流の灌流情報を同時に収集・評価できるとともに、狭心症の診断に使われるストレスエコー法において、それぞれの負荷状態での心壁の運動情報と心筋血流の灌流情報を同時に収集・評価できるなど、より総合的な診断が可能になる。 Furthermore, the perfusion information motion information and myocardial perfusion heart wall can be simultaneously collected and evaluated, in the stress echo technique used for the diagnosis of angina pectoris, movement information of the heart wall in a respective load state and myocardial perfusion such as the perfusion information at the same time can be collected and evaluated, it is possible to more comprehensive diagnosis.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】本発明の第1実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention; FIG.
【図2】送信共振回路の一例を示す回路図。 2 is a circuit diagram showing an example of a transmission resonant circuit.
【図3】第1実施例で得られる画像の例を示す図。 FIG. 3 shows an example of an image obtained in the first embodiment.
【図4】送信共振回路の他の例を示す回路図。 Figure 4 is a circuit diagram showing another example of the transmission resonant circuit.
【図5】第1実施例の変形例に係る超音波診断装置の部分ブロック図。 Figure 5 is a partial block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the first embodiment.
【図6】第1実施例の別の変形例に係る超音波診断装置の部分ブロック図。 Figure 6 is a partial block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another modification of the first embodiment.
【図7】第1実施例のさらに別の変形例に係る超音波診断装置のブロック図。 FIG. 7 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to still another modification of the first embodiment.
【図8】第1実施例のさらに別の変形例に係る超音波診断装置のブロック図。 FIG. 8 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to still another modification of the first embodiment.
【図9】本発明の第2実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 FIG. 9 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention.
【図10】本発明の第2実施例の変形例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the second embodiment of the present invention; FIG.
【図11】(a),(b)は各々、振動子の周波数特性を示す図。 11 (a), (b) are each a diagram showing a frequency characteristic of the oscillator.
【図12】本発明の第3実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention; FIG.
【図13】本発明の第3実施例の変形例に係る超音波診断装置のブロック図。 FIG. 13 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a modification of the third embodiment of the present invention.
【図14】(a)〜(c)は各々、振動子の周波数特性を示す図。 [14] (a) ~ (c) each is a view showing the frequency characteristics of the vibrator.
【図15】本発明の第4実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention; FIG.
【図16】本発明の第5および第6実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Figure 16 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the fifth and sixth embodiments of the present invention.
【図17】(a),(b)は各々、マネージャの処理例を示す概略フローチャート。 17] (a), (b) are each a schematic flowchart showing a process example of a manager.
【図18】本発明の第6実施例に係る超音波診断装置のマネージャの処理例を示す概略フローチャート。 Figure 18 is a schematic flowchart showing a process example of a manager of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention.
【図19】本発明の第6実施例に係る超音波診断装置のDSCの処理例を示す概略フローチャート。 Figure 19 is a schematic flowchart showing a process example of a DSC of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention.
【図20】造影剤の注入に伴う輝度変化曲線と心筋の2次高調波像の変化を示す説明図。 Figure 20 is an explanatory diagram showing a change in second harmonic image of the luminance change curve myocardial accompanying injection of the contrast agent.
【図21】本発明の第7実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Figure 21 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the seventh embodiment of the present invention.
【図22】本発明の第8実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the eighth embodiment of Figure 22 the present invention.
【図23】(a),(b)は振動子の周波数特性を示す図。 [Figure 23] (a), (b) is a diagram showing the frequency characteristics of the vibrator.
【図24】本発明の第9実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a ninth embodiment of Figure 24 the present invention.
【図25】本発明の第10実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a tenth embodiment of Figure 25 the present invention.
【図26】本発明の第11実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to an eleventh embodiment of Figure 26 the present invention.
【図27】第11実施例における各種画像の組合せ例を示す図。 Figure 27 is a diagram showing an example of a combination of various images in the eleventh embodiment.
【図28】本発明の第12実施例に係る超音波診断装置のブロック図。 Block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus according to a twelfth embodiment of Figure 28 the present invention.
【図29】ECG信号,画像収集タイミング,および輝度変化曲線(TDC)の関係を説明する図。 [Figure 29] ECG signal, image acquisition timing and diagram for explaining the relationship between the luminance change curve (TDC).
【図30】輝度変化曲線の特徴量のパラメータを演算するためのフローチャートの概略図。 Figure 30 is a schematic diagram of a flow chart for calculating the parameters of the feature amount of the luminance change curve.
【図31】(a),(b)は抑圧手段及びその配置の変形例を示す図。 [Figure 31] (a), (b) is a diagram showing a modified example of the suppression means and arrangement.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
10,10a,10b プローブ11 装置本体20 クロック発生回路(送信手段) 10, 10a, 10b probe 11 apparatus main body 20 clock generation circuit (transmission means)
21 送信遅延回路(送信手段) 21 the transmission delay circuit (transmission means)
22,22a,22b パルサ回路(送信手段) 22, 22a, 22b pulser circuit (transmission means)
23,23a,23b 送信共振回路(送信手段/抑圧手段) 23, 23a, 23b transmission resonant circuit (transmission means / suppression means)
30,30a,30b プリアンプ回路(受信手段) 30, 30a, 30b preamplifier circuit (receiving means)
31,31a,31b 受信遅延・加算回路(受信手段) 31, 31a, 31b reception delay adding circuit (receiving means)
32a,32b BPF(受信手段) 32a, 32b BPF (receiving means)
33,33a,33b レシーバ回路(受信手段) 33, 33a, 33b receiver circuit (receiving means)
35 DSC(表示手段) 35 DSC (display means)
36 モニタ(表示手段) 36 monitor (display means)
50 入力器51 マネージャ52 イメージメモリ回路53 スピーカ54 制御回路55 演算回路80 心腔同定回路81 心腔表示制御回路90 速度演算部93 組織用速度演算部95 ECG 50 input unit 51 manager 52 image memory circuit 53 speaker 54 the control circuit 55 calculation circuit 80 heart 腔同 constant circuit 81 heart chamber display control circuit 90 speed calculator 93 tissue-speed calculating section 95 ECG
96 ECG用アンプ97 トリガ信号発生器98 イメージメモリ回路99 輝度変化曲線演算部100 パラメータ演算部 96 ECG amplifier 97 trigger signal generators 98 an image memory circuit 99 the luminance variation curve calculation unit 100 parameter computing unit

Claims (49)

  1. 超音波パルス信号と電気量の信号との間で互いに双方向に変換可能なプローブと、 A probe that can be converted bidirectionally with each other between the signal of the ultrasonic pulse signals and electrical quantity,
    所望の励振周波数を中心周波数とする基本波成分に対する非基本波成分の信号のレベルを積極的に抑圧して実質的にその基本波成分の励振周波数から成る電気量の駆動パルス信号を前記プローブに与える送信手段と、 A drive pulse signal having a desired amount of electricity consisting of the excitation frequency of substantially the fundamental wave component by suppressing actively level signal of the non-fundamental component relative to the fundamental wave component having a center frequency of the excitation frequency to the probe and transmission means for providing,
    前記プローブが前記駆動パルス信号に応答して前記超音波パルス信号を放射するとともに該超音波パルス信号の反射信号を受信したことに応じて該プローブから出力される電気量のエコー信号を入力して該エコー信号から前記基本波成分と該エコー信号に含まれる該基本波成分に対する前記非基本波成分とに関する画像データを生成する受信処理手段と、その画像データを表示する表示手段と、を備えたことを特徴とする超音波診断装置。 Enter the amount of electricity echo signal outputted from the probe in response to the probe receives the reflected signals ultrasonic pulse signal with emitting the ultrasonic pulse signal in response to the drive pulse signal comprising: a reception processing means for generating image data related to said non-fundamental component to fundamental wave component contained in the fundamental wave component and the echo signal from the echo signal, and display means for displaying the image data, the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by.
  2. 前記基本波成分は1つの基本波周波数から成り、前記非基本波成分はその基本波成分の高調波成分,分調波成分、および超調波成分の内の少なくとも1成分から成る請求項1記載の超音波診断装置。 The fundamental wave component consists of one fundamental frequency, the non-fundamental component harmonic component of the fundamental wave component, subharmonic components, and consists of at least one component of the ultra-harmonic component according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus.
  3. 前記非基本波成分は、前記基本波成分の二次高調波成分である請求項2記載の超音波診断装置。 The non-fundamental component, an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, wherein said a second harmonic component of the fundamental wave component.
  4. 前記送信手段は、前記非基本波成分を積極的に抑圧する抑圧手段を備えた請求項1記載の超音波診断装置。 The transmission unit, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the non-fundamental component comprising a suppression means for suppressing positively.
  5. 前記抑圧手段は、前記駆動パルス信号の基本波成分のみを通過させる送信系フィルタ、前記非基本波成分をカットする送信系ノッチフィルタ、または送信時にのみ共振状態となり前記駆動パルス信号の基本波成分のみを通過させる送信共振回路を有する請求項4記載の超音波診断装置。 It said suppression means, transmitting system filter which passes only the fundamental wave component of the driving pulse signal, only the fundamental wave component of the transmission system notch filter for cutting the non-fundamental component or the drive pulse signal becomes a resonance state only during transmission, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4, further comprising a transmission resonant circuit to pass.
  6. 前記プローブは複数の振動子を配列したフェーズド・アレイ・タイプのプローブである請求項5記載の超音波診断装置。 The probe ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the phased array type probe in which a plurality of transducers.
  7. 前記プローブの全振動子は前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に送受信感度を有し、前記抑圧手段は前記全振動子に接続されるとともに、前記受信処理手段は、前記エコー信号を受信するプリアンプ回路と、このプリアンプ回路に接続された受信遅延・加算回路と、この受信遅延・加算回路に接続されかつ前記基本波成分を抽出する第1のフィルタおよび前記非基本波成分を抽出する第2のフィルタとを備える請求項6記載の超音波診断装置。 All oscillators of the probe has a transmission and reception sensitivity in both the fundamental component and the non-fundamental component, together with the suppression unit is coupled to the whole vibrator, wherein the reception processing means, said echo signals a preamplifier circuit for receiving a reception delay adder circuit connected to the preamplifier circuit, and extracts the first filter and the non-fundamental component for extracting a connected and the fundamental wave component in the reception delay adder circuit the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, further comprising a second filter.
  8. 前記抑圧手段は前記送信手段の一部を成すパルサ回路と前記プローブとの間に介挿されるとともに、少なくとも受信時に前記送信系フィルタ、送信系ノッチフィルタ、または送信共振回路をバイパスする受信経路を形成する切換回路を備え、前記受信処理手段は前記抑圧手段とパルサ回路との間に接続されたプリアンプ回路を有する請求項6記載の超音波診断装置。 Formed with a pulser circuit which forms a part interposed between said probe, said transmission system filter at least during reception, the receive path to bypass the transmission system notch filter or transmission resonant circuit, the suppression means the transmitting means to comprise a switching circuit, the reception processing means the suppression means and an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, further comprising the connected preamplifier circuit between the pulser circuit.
  9. 前記プローブは複数の振動子を配列したフェーズド・アレイ・タイプのプローブであり、この複数の振動子はその送受信に関する役割として2つの振動子グループに分けられている請求項5記載の超音波診断装置。 The probe is phased array type probe in which a plurality of transducers, the plurality of transducers are ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, characterized in that is divided into two vibrators group as role for the transmission and reception .
  10. 前記プローブの全振動子は前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に送受信感度を有し、前記抑圧手段は前記一方の振動子グループの振動子に接続されるとともに、前記受信処理手段は、前記一方の振動子グループの振動子からのエコー信号を受信する第1のプリアンプ回路と、この第1のプリアンプ回路に接続された第1の受信遅延回路と、この第1の受信遅延回路に接続されかつ前記基本波成分を抽出する第1のフィルタと、前記他方の振動子グループの振動子からのエコー信号を受信する第2のプリアンプ回路と、この第2のプリアンプ回路に接続された第2の受信遅延回路と、この第2の受信遅延回路に接続されかつ前記非基本波成分を抽出する第2のフィルタとを備える請求項9記載の超音波診断装置。 All oscillators of the probe has a transmission and reception sensitivity in both the fundamental component and the non-fundamental component, the suppression means is connected to the vibrator of the one transducer group, the receiving processing means a first preamplifier circuit for receiving an echo signal from the transducer of the one transducer group, the first and the reception delay circuit connected to the first preamplifier circuit, to the first reception delay circuit a first filter for extracting a connected and the fundamental component, first and second preamplifier circuit for receiving echo signals from the transducers of the other transducer group, which is connected to the second preamplifier circuit and a second reception delay circuit, the second is connected to the reception delay circuit and the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9, further comprising a second filter for extracting the non-fundamental component.
  11. 前記プローブの全振動子は前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に送受信感度を有し、前記抑圧手段は前記一方の振動子グループの振動子に接続されるとともに、前記受信処理手段は、前記他方の振動子グループの振動子に接続されたプリアンプ回路、このプリアンプ回路に接続された受信遅延・加算回路と、この受信遅延・加算回路に接続されかつ前記基本波成分を抽出する第1のフィルタおよび前記非基本波成分を抽出する第2のフィルタとを備える請求項9記載の超音波診断装置。 All oscillators of the probe has a transmission and reception sensitivity in both the fundamental component and the non-fundamental component, the suppression means is connected to the vibrator of the one transducer group, the receiving processing means preamplifier circuit connected to the transducers of the other vibrator group, the first to be extracted and the preamplifier circuit to the connected reception delay adding circuit, connected to and the fundamental wave component in the reception delay adder circuit the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9, further comprising filtering and a second filter for extracting the non-fundamental component of.
  12. 前記プローブの全振動子は前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に送受信感度を有し、前記抑圧手段は前記一方の振動子グループの振動子に接続されるとともに、前記受信処理手段は、前記一方の振動子グループおよび前記他方の振動子グループの振動子からのエコー信号をチャンネル毎に受信するプリアンプ回路と、このプリアンプ回路に接続された受信遅延加算回路と、この受信遅延加算回路に接続されかつ前記基本波成分を抽出する第1のフィルタおよび前記非基本波成分を抽出する第2のフィルタとを備える請求項9記載の超音波診断装置。 All oscillators of the probe has a transmission and reception sensitivity in both the fundamental component and the non-fundamental component, the suppression means is connected to the vibrator of the one transducer group, the receiving processing means a preamplifier circuit for receiving echo signals from the transducers of the one transducer group and the other vibrator group for each channel, a reception delay addition circuit connected to the preamplifier circuit, this reception delay addition circuit connected and ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9, further comprising a second filter for extracting a first filter and the non-fundamental component for extracting the fundamental wave component.
  13. 前記受信処理手段は、前記第1および第2のフィルタにより抽出された基本波成分および前記非基本波成分を個別にBモード像の画像データに加工するレシーバ回路と、前記基本波成分の画像データと前記非基本波成分の画像データとを重畳してモニタ表示用の前記画像データを生成するコンバータとを備える請求項7,10,11または12記載の超音波診断装置。 Said reception processing means includes a receiver circuit for processing the fundamental wave component extracted by the first and second filters and said non-fundamental component in the image data of the individual B-mode image, the image data of the fundamental wave component the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 7, 10, 11 or 12, wherein and a converter configured to generate the image data for superposition to monitor displaying the image data of the non-fundamental component and.
  14. 前記送信手段は、前記抑圧手段を兼ねる送信用のパルサ回路を備え、このパルサ回路はデューティ比50%の前記駆動パルス信号を発生する回路構成を含む請求項5記載の超音波診断装置。 The transmission unit, wherein comprises a pulser circuit for transmission also serving as a suppressing means, this pulser circuit ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, further comprising circuitry to generate the drive pulse signal of the duty ratio of 50%.
  15. 前記送信手段は、前記抑圧手段を兼ねる送信用のパルサ回路を備え、このパルサ回路はA級動作で前記駆動パルス信号を発生する回路構成を含む請求項5記載の超音波診断装置。 The transmission unit, wherein comprises a pulser circuit for transmission also serving as a suppressing means, this pulser circuit ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, further comprising circuitry to generate the drive pulse signal by the A class operation.
  16. 前記一方の振動子グループの振動子は前記基本波成分のみに対して感度を有し、この振動子に前記送信手段が接続された請求項9記載の超音波診断装置。 Transducer of the one transducer group has sensitivity to only the fundamental component, an ultrasonic diagnostic apparatus of the transmission means connected claim 9, wherein in the oscillator.
  17. 前記他方の振動子グループの振動子は前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に感度を有するとともに、前記受信処理手段は、前記他方の振動子グループの振動子に接続されたプリアンプ回路と、このプリアンプ回路に接続された受信遅延加算回路と、この受信遅延加算回路に接続されかつ前記基本波成分を抽出する第1のフィルタおよび前記非基本波成分を抽出する第2のフィルタとを備える請求項16記載の超音波診断装置。 Together with the transducer of the other transducers group sensitive to both of the fundamental wave component and the non-fundamental component, the reception processing means includes a preamplifier circuit connected to the transducers of the other transducer group includes a reception delay addition circuit connected to the preamplifier circuit, and a second filter for extracting a first filter and the non-fundamental component extracting connected and the fundamental wave component in the reception delay addition circuit the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 16, wherein.
  18. 前記他方の振動グループの振動子は前記非基本波成分のみに感度を有するとともに、前記受信処理手段は、前記一方の振動子グループの振動子に接続された第1のプリアンプ回路と、この第1のプリアンプ回路に接続された第1の受信遅延加算回路と、前記他方の振動子グループの振動子に接続された第2のプリアンプ回路と、この第2のプリアンプ回路に接続された第2の受信遅延加算回路とを備える請求項9記載の超音波診断装置。 Together with the transducer of the other vibrating group sensitive only to the non-fundamental component, the reception processing unit includes: a first preamplifier circuit coupled to said oscillator of one vibrator group, the first first and reception delay addition circuit connected to the preamplifier circuit, and a second preamplifier circuit coupled to said oscillator of the other vibrator group, the second receiver connected to the second preamplifier circuit the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9, further comprising a delay adding circuit.
  19. 前記基本波成分は複数の異なる基本周波数の成分を含み 、前記非基本波成分は、それらの基本周波数間または基本周波数の高調波成分の和もしくは差の周波数成分のうちの少なくとも一成分から成る請求項1記載の超音波診断装置。 The fundamental wave component comprises a component of a plurality of different fundamental frequencies, wherein the non-fundamental component, a request of at least one component of the frequency components of the sum or difference of the harmonic components of their fundamental frequency or inter fundamental frequency the ultrasonic diagnostic apparatus of claim 1, wherein.
  20. 前記複数の異なる基本周波数の数は2つであり、前記非基本波成分は前記高調波成分の差あるいは和である請求項19記載の超音波診断装置。 The number of the plurality of different basic frequency is two, the non-fundamental component ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 19, wherein a difference or a sum of the harmonic component.
  21. 前記送信手段は、前記非基本波成分を積極的に抑圧する抑圧手段を備えた請求項20記載の超音波診断装置。 The transmission unit, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 20, wherein the non-fundamental component comprising a suppression means for suppressing positively.
  22. 前記抑圧手段は、前記駆動パルス信号の2つの基本波成分のみを通過させる送信系フィルタ、前記非基本波成分をカットする送信系ノッチフィルタ、または送信時にのみ共振状態となり前記駆動パルス信号の2つの基本波成分のみを通過させる送信共振回路を有する請求項21記載の超音波診断装置。 It said suppression means, transmitting system filter that passes only two of the fundamental wave component of the drive pulse signal, the non-fundamental transmission system notch filter components to cut or of the driving pulse signal becomes a resonance state only during transmission of the two, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 21, further comprising a transmission resonant circuit that passes only the fundamental wave component.
  23. 前記プローブは、前記基本波成分および前記非基本波成分の両方に感度を有する複数の振動子を配列したフェーズド・アレイ・タイプのプローブであり、かつこの複数の振動子はその送受信に関する役割として2つの振動子グループに分けられている請求項22記載の超音波診断装置。 The probe is a phased array type probe in which a plurality of transducers sensitive to both of the fundamental wave component and the non-fundamental component, and the plurality of transducers 2 as role for the transmission and reception One of the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 22, characterized in that divided the vibrator group.
  24. 前記2つの振動子グループの各々に対応して前記抑圧手段が設けられている請求項23記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 23, wherein said suppressing means in correspondence with each of the two transducers group are provided.
  25. 前記受信処理手段は、前記一方及び他方の振動子グループの各振動子からのエコー信号を受信するプリアンプ回路と、このプリアンプ回路に接続された受信遅延加算回路と、この受信遅延加算回路に接続されかつ前記基本波成分および前記非基本波成分を各々抽出する第1,第2のフィルタを備える請求項24記載の超音波診断装置。 Said reception processing means includes a preamplifier circuit that receives the echo signals from each transducer of said one and the other vibrator group, a reception delay addition circuit connected to the preamplifier circuit, connected to the reception delay addition circuit and first ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 24, further comprising a second filter for extracting each of said fundamental wave component and the non-fundamental component.
  26. 前記送信手段は、前記2つの基本波成分の各々を含む駆動パルス信号を個別に出力する2つのパルサ回路を備えるとともに、前記プローブは、前記2つのパルサ回路に各別に接続される第1 および第2のプローブから成る請求項20記載の超音波診断装置。 The transmitting means is provided with a two pulser circuit for outputting a driving pulse signal containing each of the two fundamental components individually, the probe, the first and second are connected to each other to the two pulsar circuit, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 20, wherein of two probes.
  27. 前記超音波診断装置は被検体に静脈から超音波造影剤を注入して超音波エコー像を得る超音波コントラストエコー法を適用する装置であって、この超音波造影剤の注入タイミングを知らせる告知手段と、前記超音波造影剤の注入後に得られた少なくとも前記非基本波成分の画像データに当該超音波造影剤の注入後の経過時間データを重畳する重畳手段とをさらに備える請求項1記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus comprising an apparatus for applying ultrasonic contrast echo method to obtain from the vein by injecting ultrasound contrast agent ultrasound echo image to the subject, notification means for notifying the injection timing of the ultrasound contrast agent When the ultrasound contrast agent at least said obtained after injection superimposing the elapsed time data after injection of the ultrasound contrast agent in the image data of the non-fundamental component superposing means and further comprising claim 1, wherein the super ultrasonic diagnostic apparatus.
  28. 前記超音波診断装置は、被検体に静脈から超音波造影剤を注入して超音波エコー像を得る超音波コントラストエコー法を適用する装置であって、心筋や血管壁などの組織のエコーレベル増強領域と心腔や血管などの組織外の領域とを区別する領域区別手段と、前記組織のエコーレベル増強領域のみを選択的に表示する領域表示手段とをさらに備える請求項1記載の超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus for applying ultrasonic contrast echo method to obtain from the vein by injecting ultrasound contrast agent ultrasound echo image to the subject, the echo level enhancement of tissue, such as myocardial and vascular wall outside the organization and distinguish region distinguishing means and a region, ultrasonic diagnosis further comprising claim 1, wherein the region displaying means for selectively displaying only the echo level enhancing region of the tissue, such as region and the heart chambers and blood vessels apparatus.
  29. 前記領域区別手段は、前記超音波造影剤注入前の超音波コントラストエコー法により得られた前記画像データに基づいて前記組織の断層を表わす画像を作成する手段と、前記参照画像に基づいて前記組織外の領域を同定し当該領域のマスク像を作成する手段と、前記超音波造影剤注入後の超音波コントラストエコー法により得られた前記画像データを前記マスク像のデータでマスクする手段とを備える請求項28記載の超音波診断装置。 The region distinguishing means includes means for creating an image representing a tomographic of the tissue on the basis of the ultrasonic contrast medium injected prior to the image data obtained by the ultrasonic contrast echo method, the tissue on the basis of the reference image and means for creating a mask image to identify the region outside the region, and means for masking said image data by the data of the mask image obtained by the ultrasound contrast agent after injection of ultrasound contrast echo method the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 28.
  30. 前記領域区別手段は、前記基本波成分と非基本波成分のレベルの比または差を用いて前記組織外の領域を同定する手段と、この同定された組織外の領域に応じて前記画像データをマスクする手段とを備える請求項28記載の超音波診断装置。 The region distinguishing means includes means for identifying the tissue outside the region using the ratio or difference of the level of the fundamental wave component and a non-fundamental component, the image data according to the identified outside the organization regions the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 28, further comprising a means for masking.
  31. 前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分に基づいて当該非基本波成分を発生させる反射エコー源の運動速度の二次元分布データを演算する速度演算手段とを備えるとともに、前記表示手段は、前記運動速度の二次元分布データを表示する速度表示手段を備える請求項2または26記載の超音波診断装置。 Said reception processing means includes extraction means for extracting the non-fundamental component from the echo signal, the two-dimensional distribution data of the motion velocity of the echo source for generating the non-fundamental component based on the non-fundamental component together and a speed calculating means for calculating, the display means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2 or 26, wherein comprising a speed display means for displaying the two-dimensional distribution data of the motion velocity.
  32. 前記速度演算手段は、ドプラ法に基づいて運動速度を演算する手段である請求項31記載の超音波診断装置。 The velocity calculation means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 31 wherein the means for calculating a movement velocity based on the Doppler method.
  33. 前記速度演算手段は、対象部位の先験的に知られている速度範囲に対応する周波数帯域のみのドプラ信号を抽出するフィルタを備える請求項32記載の超音波診断装置。 The velocity calculation means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 32, further comprising a filter for extracting a Doppler signal of the frequency band only corresponding to the speed range that is known a priori of sites.
  34. 前記速度演算手段は、相互相関法に基づいて運動速度を演算する手段である請求項31記載の超音波診断装置。 The velocity calculation means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 31 wherein the means for calculating a movement velocity based on the cross-correlation method.
  35. 前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記基本波成分および非基本波成分を抽出する第1,第2の抽出手段と、前記基本波成分に基づいて組織の形態情報の画像データを得る第1の演算手段と、前記基本波成分に基づいて組織の運動情報の画像データを得る第2の演算手段と、前記非基本波成分に基づいて当該非基本波成分を発生させる組織内の血流情報の画像データを得る第3の演算手段と、前記組織の形態情報,組織の運動情報、および組織内の血流情報の少なくとも1つの画像データを前記表示手段に出力する画像データ出力手段とを備える請求項26記載の超音波診断装置。 It said reception processing means, said first extracting the fundamental wave component and a non-fundamental component from the echo signal, and the second extraction means, first to obtain the image data of the form information of the tissue on the basis of the fundamental wave component calculating means and the second computing means for obtaining the image data of the motion information of the tissue on the basis of the fundamental wave component, the blood flow information within the organization that generates the non-fundamental component based on the non-fundamental component of comprising of a third arithmetic means for obtaining the image data, the tissue in the form information, motion information of the tissue, and an image data output means for outputting at least one image data on the display unit of a blood flow information in the organization ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 26, wherein.
  36. 前記画像データ出力手段は、前記組織の形態情報,組織の運動情報、および組織内の血流情報の各画像データを、所望の表示モードに応じて重畳する手段である請求項35記載の超音波診断装置。 Said image data output means, said tissue morphological information, motion information of the tissue, and each image data of the blood flow information in the organization, ultrasound of claim 35 wherein the means for superimposing depending on the desired display mode diagnostic equipment.
  37. 前記画像データ出力手段は、前記組織の運動情報を所定のしきい値で弁別し、弁別した運動情報を前記重畳に使う手段を有する請求項36記載の超音波診断装置。 It said image data output means, the motion information of the tissue discrimination at a predetermined threshold, the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 36, further comprising means for using the discrimination the movement information to the superimposition.
  38. 前記受信処理手段は、前記エコー信号から前記非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分を抽出する抽出手段と、その非基本波成分に基づいて画像データを生成する生成手段と、一定期間にわたる複数フレーム分の前記非基本波成分の画像データを記憶する記憶手段と、この複数フレーム分の画像データに基づいて組織の同一部位の輝度変化曲線のデータを演算する時系列データ演算手段と、その輝度変化曲線のデータから当該曲線の特徴量を演算する特徴量演算手段とを備えるとともに、前記表示手段は、前記輝度変化曲線を前記特徴量と共に表示する手段を備える請求項1記載の超音波診断装置。 Said reception processing means includes extraction means for extracting the non-fundamental component from the echo signal, extraction means for extracting the non-fundamental component, a generating means for generating image data based on the non-fundamental component a storage means for storing image data of the non-fundamental component for a plurality of frames over a period of time, the time-series data calculation for calculating the data of the luminance change curve of the same site of the tissue based on the image data of the plurality of frames It means provided with a feature quantity calculating means for calculating a feature quantity of the luminance change the curve from the data of the curve, the display means, according to claim 1, further comprising a means for displaying the luminance change curve along with the feature amount the ultrasonic diagnostic apparatus.
  39. 前記記憶手段による前記複数フレーム分の画像データの記憶タイミングを心電図情報に基づいて一定心時相毎に指令するタイミング指令手段をさらに備えた請求項38記載の超音波診断装置。 It said plurality of frames ultrasonic diagnostic apparatus further claim 38, further comprising a timing instruction means for instructing each predetermined cardiac phase based on the stored timing of the image data in the electrocardiographic information by the storage means.
  40. 前記時系列データ演算手段は、演算された輝度変化曲線のデータを既知の関数でフィッティング処理する手段を含む請求項39記載の超音波診断装置。 The time-series data calculation means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 39 further comprising means for fitting processing the data of the computed luminance change curve in a known function.
  41. 前記特徴量演算手段は、前記フィッティング処理された輝度変化曲線の最大輝度レベルに関わる物理量を少なくとも含む特徴量を演算する手段である請求項40記載の超音波診断装置。 The feature amount calculation means, the fitting processing ultrasound diagnostic apparatus according to claim 40, wherein the physical quantity related to the maximum luminance level of the luminance change curve is a means for calculating a feature quantity including at least.
  42. 前記送信手段および受信処理手段にECG同期により前記エコー信号の収集を行わせる同期手段を更に備えるとともに、前記受信処理手段は、そのECG同期により収集したエコー信号の複数フレームの断層像データに対してフレーム間の輝度変化を抽出するための演算を施して前記画像データを生成する演算手段を有する請求項1記載の超音波診断装置。 With further comprising synchronization means for causing the collection of the echo signal by ECG synchronization with said transmitting means and receiving processing unit, the reception processing unit, to the tomographic image data of a plurality of frames of echo signals collected by the ECG synchronization the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a calculating means for generating the image data by performing an operation for extracting a luminance variation between frames.
  43. 被検体の時間経過とともに変化する生体信号をモニタするモニタ手段と、その生体信号に基づいて超音波画像の最適な時相を検出する時相検出手段と、この時相検出手段が検出した時相にて前記送信手段および受信処理手段に超音波画像を収集させる収集制御手段とを更に備えるとともに、前記受信処理手段は、前記検出時相毎に収集した前記エコー信号の断層像データを記憶する記憶手段と、この記憶手段に記憶された時系列の断層像データ群を用いて輝度変化曲線の画像データを生成する生成手段とを有する請求項1記載の超音波診断装置。 A monitor means for monitoring a biological signal which changes with time of the object, a phase detecting means when detecting the optimum time phase of the ultrasonic image based on the biological signal, the phase when the temporal detection means detects together further comprising a transmission unit and the reception processing unit and a collection control means for acquiring ultrasound image in, the receiving processing means, memory for storing tomographic image data of the echo signals collected for each of the detection time phase means and ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a generating means for generating image data of the luminance variation curve using tomographic image data group time series stored in the storage means.
  44. 前記生成手段は、前記断層像上に設定されたROIの位置に相当する前記基本波成分または非基本波成分のエコーレベル信号を用いる手段である請求項43記載の超音波診断装置。 Said generating means is an ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 43 wherein the means for using the echo level signal of the fundamental wave component or a non-fundamental component corresponding to the position of ROI set on the tomographic image.
  45. 前記受信処理手段は、被検体への薬物負荷の前後における超音波コントラストエコー法による前記非基本波成分の断層像データを各々記憶する記憶手段と、この断層像間での輝度変化を抽出するための演算を行なって前記画像データを生成する演算手段とを備えた請求項1記載の超音波診断装置。 It said reception processing means, storage means for each store tomographic image data of the non-fundamental component by the ultrasonic contrast echo method before and after the drug load on the subject, for extracting the luminance changes between the tomographic image the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a calculating means for generating the image data by performing calculations.
  46. 前記受信処理手段は、前記第1および第2のプリアンプ回路のゲインを個別に設定可能なゲイン制御手段を備える請求項10または18記載の超音波診断装置。 It said reception processing means, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 10 or 18, wherein comprising the first and second preamplifiers settable gain control means individually gain of the circuit.
  47. 前記送信手段および受信処理手段の少なくとも一方は、断層面内のスキャン位置に応じて前記エコー信号の送受信または前記画像データの生成に関わる条件を調整する調整手段を備える請求項1記載の超音波診断装置。 At least one of ultrasonic diagnosis according to claim 1, further comprising adjusting means for adjusting conditions relating to generation of transmission and reception or the image data of the echo signal in response to the scanning position in the tomographic plane of the transmission means and the reception processing unit apparatus.
  48. 前記調整手段は前記送信手段に設けられており、かつ前記スキャン位置の深さに応じて前記駆動パルス信号の駆動電圧を制御する手段である請求項47記載の超音波診断装置。 The adjusting means said provided to the transmitting means and ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 47, wherein the means for controlling the drive voltage of the drive pulse signal according to the depth of the scan position.
  49. 前記調整手段は、前記受信処理手段に設けられており、かつ前記スキャン位置に依存する収集条件の不均一性に関する補正データを予め記憶している記憶手段と、その補正データに基づいて前記非基本波成分の信号レベルを補正する補正手段とを備える請求項47記載の超音波診断装置。 It said adjustment means is provided in the reception processing unit, and a storage unit that previously stores correction data relating to non-uniformity of the collection conditions that depend on the scanning position, the non-base based on the correction data the ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 47, further comprising a correction means for correcting the signal level of the wave components.
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Families Citing this family (40)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1624318A3 (en) * 1997-07-15 2009-06-24 Acuson Corporation Ultrasonic harmonic imaging system and method
JPH11169365A (en) * 1997-11-28 1999-06-29 Hitachi Medical Corp Ultrasonograph
US6277075B1 (en) * 1999-11-26 2001-08-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for visualization of motion in ultrasound flow imaging using continuous data acquisition
JP4511679B2 (en) * 2000-03-24 2010-07-28 Geヘルスケア・ジャパン株式会社 Ultrasonic image generating method, an ultrasonic image generating apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus
US6866634B2 (en) * 2000-05-09 2005-03-15 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic diagnostic apparatus
JP2001327492A (en) * 2000-05-24 2001-11-27 Hitachi Medical Corp Ultrasonic diagnostic apparatus
JP4768914B2 (en) 2000-12-26 2011-09-07 株式会社東芝 Ultrasonic diagnostic equipment
JP4727060B2 (en) * 2001-04-06 2011-07-20 株式会社日立メディコ Ultrasonic device
JP4723747B2 (en) * 2001-04-09 2011-07-13 株式会社東芝 The ultrasonic diagnostic apparatus
EP1454585B1 (en) 2001-11-22 2012-02-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonograph, work flow edition system, and ultrasonograph control method
US6679844B2 (en) * 2002-06-20 2004-01-20 Acuson Corporation Automatic gain compensation for multiple mode or contrast agent imaging
JP2005534380A (en) * 2002-07-29 2005-11-17 ウェイク フォレスト ユニヴァーシティ Cardiac diagnosis using the mri imaging and system for cardiac diagnosis wall motion and cardiac blood flow
US7106892B2 (en) * 2002-09-19 2006-09-12 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Display of image data information
JP4373699B2 (en) 2003-04-28 2009-11-25 株式会社東芝 The ultrasonic diagnostic apparatus
US6792808B1 (en) * 2003-04-30 2004-09-21 General Electric Company Ultrasonic inspection method
JP4713112B2 (en) * 2003-09-30 2011-06-29 富士フイルム株式会社 The ultrasonic diagnostic apparatus
JP4612325B2 (en) * 2004-04-09 2011-01-12 東芝メディカルシステムズ株式会社 The ultrasonic diagnostic apparatus
JP4559770B2 (en) 2004-04-20 2010-10-13 東芝メディカルシステムズ株式会社 An ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic method
JP2005312587A (en) * 2004-04-28 2005-11-10 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus
JP2005342006A (en) 2004-05-31 2005-12-15 Toshiba Corp Ultrasonic diagnosing device, ultrasonic image processing device, and ultrasonic signal processing program
EP1791471A1 (en) * 2004-09-13 2007-06-06 Philips Electronics N.V. Method and apparatus for measuring and/or detecting flow behavior of a body fluid using ultrasound
EP1796546A1 (en) * 2004-09-28 2007-06-20 Philips Electronics N.V. Method and apparatus for presenting information concerning flow behavior of a body fluid externally measured by ultrasound
JP4542406B2 (en) * 2004-10-04 2010-09-15 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ultrasound imaging apparatus
JP2006138726A (en) * 2004-11-11 2006-06-01 Olympus Corp Ultrasonic non-destructive inspection device
JP4751090B2 (en) * 2005-04-07 2011-08-17 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ultrasonic diagnostic equipment
AT476917T (en) * 2005-04-14 2010-08-15 Bracco Suisse Sa Perfusionsbeurteilung on the basis of animated perfusion imaging
US8932225B2 (en) 2006-01-26 2015-01-13 Kabushiki Kaisha Toshiba Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method
JP2009119134A (en) * 2007-11-16 2009-06-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ultrasonic imaging apparatus
JP5169548B2 (en) * 2008-07-03 2013-03-27 トヨタ自動車株式会社 Weld penetration depth evaluation method
JP2010017456A (en) * 2008-07-14 2010-01-28 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ultrasonic diagnosing device
JP5416499B2 (en) * 2008-09-03 2014-02-12 富士フイルム株式会社 Ultrasonic diagnostic equipment
JP5459832B2 (en) * 2009-06-02 2014-04-02 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ultrasonic diagnostic equipment
JP4945605B2 (en) * 2009-07-21 2012-06-06 株式会社東芝 Ultrasonic diagnostic equipment
JP5569903B2 (en) * 2010-06-22 2014-08-13 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ultrasonic diagnostic apparatus and control program therefor
JP4764521B2 (en) * 2010-10-12 2011-09-07 株式会社東芝 Ultrasonic diagnostic equipment
JP4745455B2 (en) * 2010-11-04 2011-08-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ultrasonic diagnostic apparatus, ultrasonic image processing apparatus, and ultrasonic signal processing program
CA2874874A1 (en) * 2012-06-13 2013-12-19 Seno Medical Instruments, Inc. System and method for producing parametric maps of optoacoustic data
KR101496167B1 (en) * 2014-07-08 2015-02-26 주식회사 힐세리온 Portable Ultrasonic Diagnostic apparatus and power efficiency improvement method thereof
JP6426972B2 (en) * 2014-10-16 2018-11-21 キヤノン株式会社 Probe and information acquisition device
JP2016129580A (en) * 2015-01-14 2016-07-21 コニカミノルタ株式会社 Ultrasonic image diagnostic apparatus

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