JP3657941B2

JP3657941B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3657941B2
Application number: JP2003003287A
Authority: JP
Inventors: 康彦阿部; 信平間; 武史佐藤
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-07-12
Filing date: 2003-01-09
Publication date: 2005-06-08
Anticipated expiration: 2020-06-08
Also published as: JP2003180693A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波造影剤による診断に適用する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、超音波パルスを生体内に放射し、固有音響インピーダンス（両媒質の密度と音速との積）の異なる組織の境界面から反射してくる反射波を受信した後、これを処理して画像を得るものであり、Ｘ線診断法のような被曝障害がなく臨床上有益な装置である。しかも、電子走査技術に代表される各種技術の進歩によりリアルタイム性能が向上し、動体計測がより容易になった。
【０００３】
ところで、近年、超音波造影剤の開発が進み、Ｘ線アンギオに匹敵するような綿密な血流診断への期待が高まっている。この超音波造影剤は生体からの受信信号とその強度において明確に相違する性質を有している。これによりＢモード像上で超音波造影剤が流入した部分は他の部分と輝度または階調レベルが相違するので、観察者は超音波造影剤の流入の様子を観察することができる。
【０００４】
ところで、このような超音波造影剤の流入の様子を視覚的に観察するだけではその精度は非常に低い。診断精度を向上するには、造影剤の関心領域への流入出量の経時的変化やその立ち上がり時間等の各種情報が必要となる。従来の超音波診断装置ではこのような各種情報を提供することはできず、このため観察者は各フレーム毎に関心領域内の濃度合計を計測し、その結果をグラフにまとめて診断に供していた。このように各種情報を入手するために観察者は不快な手間と時間を要求される。また、その情報がリアルタイムで得られないという問題もある。さらに、受信信号には生体成分と造影剤成分とが含まれていて、関心領域への流入出量を正確に測定するためには、受信信号から造影剤成分を抽出する必要があるが、超音波はＸ線に比べて態動の影響を受け易く同じ生体部分の生体成分であってもその強度は経時的に不安定であり、このため受信信号から造影剤成分を正確に抽出することができないという問題もある。
【０００５】
また、一般に超音波診断装置のダイナミックレンジは、コントラストを高めるため生体組織からの受信信号の予想される強度幅に設定されている。このため受信信号の造影剤成分は、生体からの受信信号とその強度において明確に相違しているので、このダイナミックレンジから突出し飽和することがあり、そのため画像化できないという問題もある。
【０００６】
さらに、造影剤の流入状況は、離れた２つの部分、例えば頸動脈と内脈の２つの部分を同時観察することが有効である。このため従来は、２台の超音波診断装置を使用していた。しかし互いに他方の超音波の影響でビートノイズが画像に発生する問題があった。また、両装置間で各別に画像を生成するため、両装置のプローブの電気／超音波変換特性やプリアンプ等のゲイン特性の相違により両装置の標準信号レベルが相違し、このため画像間比較できないという問題もある。
【０００７】
また、上述し他に、異なるダイナミックレンジの入出力特性を記憶したＲＯＭを有し、いずれかを選択できる超音波診断装置が知られている（特許文献１参照）。
【０００８】
さらに、ダイナミックレンジ切り替え機能を有する対数圧縮回路を備える超音波診断装置が知られている（特許文献２参照）。
【０００９】
またさらに、関心領域を指定することができ、該関心領域内の統計量を算出する手段を備える超音波診断装置が知られている（特許文献３参照）。
【００１０】
【特許文献１】
特開昭６２−１４４６４２号公報（第２図、第４図及び第３頁）
【００１１】
【特許文献２】
特開平０４−２２４７３９号公報（図１）
【００１２】
【特許文献３】
特開平０４−０３５６５３号公報（第１図、第２図）
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上述したいずれの先行技術においても、造影剤を用いた超音波診断においては不充分であり、その改善が求められていた。
【００１４】
本発明の目的は、造影剤の関心領域への流入出量の経時的変化等の各種情報をリアルタイムで提供できる、又は、離れた２つの部分の画像を互いに他方の超音波の影響でビートノイズの発生を押さえながらそれぞれリアルタイムで収集できる超音波診断装置を提供することである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、次の超音波診断装置により達成される。すなわち、請求項１に記載の本発明は、異なる位置に配置され、それぞれ造影剤が投与された被検体に対して超音波送信を行い、それぞれ異なる断面に関するエコー信号を受信するための複数の超音波プローブと、前記複数の超音波プローブを送受信駆動し、前記超音波プローブによって受信されたエコー信号に基づいて超音波画像を取得する送受信手段と、前記異なる断面のそれぞれに対応する複数の超音波画像が生成されるように、前記複数の超音波プローブそれぞれと前記送受信手段との接続の組合せを時分割で切換える切換手段と、前記異なる断面のそれぞれに対応する各超音波画像に関心領域を設定する設定手段と、設定された前記関心領域への前記造影剤の流入出の経時的変化曲線を、前記異なる断面のそれぞれに対応する超音波画像毎に算出する算出手段と、前記異なる断面のそれぞれに対応する超音波画像毎の前記経時的変化曲線を同時表示する表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
また、請求項３記載の本発明は、異なる位置に配置され、それぞれ造影剤が投与された被検体に対して超音波送信を行い、それぞれ異なる断面に関するエコー信号を受信するための複数の超音波プローブと、前記複数の超音波プローブのそれぞれに対応して設けられ、対応する前記超音波プローブを送受信駆動し、当該対応する超音波プローブによって受信されたエコー信号に基づいて超音波画像を取得する複数の送受信手段と、前記複数の超音波プローブのうちのいずれか一つを送受信駆動するように、前記複数の送受信手段を時分割で動作させる制御手段と、前記異なる断面のそれぞれに対応する各超音波画像に関心領域を設定する設定手段と、前記複数の送受信手段のそれぞれに対応して設けられ、設定された前記関心領域への前記造影剤の流入出の経時的変化曲線を、対応する前記送受信手段によって取得される超音波画像を用いて算出する複数の算出手段と、前記複数の算出手段によって算出された、異なる断面のそれぞれに対応する超音波画像毎の前記経時的変化曲線を同時表示する表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
また、請求項５記載の本発明は、造影剤が投与された被検体に対して超音波送信を行い、それぞれ異なる断面に関するエコー信号を受信するための超音波プローブと、前記超音波プローブを送受信駆動し、前記超音波プローブによって受信されたエコー信号に基づいて超音波画像を取得する送受信手段と、取得される前記超音波画像上に複数の関心領域を設定する設定手段と、設定された前記複数の関心領域それぞれへの前記造影剤の流入出の経時的変化曲線を、前記関心領域毎に算出する算出手段と、取得される前記超音波画像、及び算出される前記関心領域毎の前記経時的変化曲線を同時表示する表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
【００１８】
本発明によれば、複数の超音波プローブを一つの送受信部により時分割に送受信駆動して、互いに他の超音波プローブから発せられる超音波の影響をうけること無しに、且つ、同一送受信条件の下で複数の関心領域の時間的変化曲線を同時表示することができる。従って、造影剤の関心領域への流入出量の経時的変化等の各種情報をリアルタイムで提示することができる。
【００１９】
また、本発明によれば、一つの超音波画像内の複数の関心領域に複数の時間的変化曲線を同時に求め、表示することができる。従って、離れた２つの部分の画像を互いに他方の超音波の影響でビートノイズの発生を押さえながらそれぞれリアルタイムで収集できる。また更に、フレーム間でフィルタリングされた関心領域の画像データに基づき、該関心領域における画像データの時間的な変化曲線を表示することができる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による超音波診断装置の実施形態を説明する。
【００２１】
図１は本発明による超音波診断装置の第１実施形態を示すブロック図である。図１に示すように、被検体Ｐに当てられた超音波プローブ１は、送信部２００及び受信部２０１により送受信駆動される。受信部２０１からは超音波受信信号が得られる。この超音波受信信号は信号処理部２０２に与えられ、ここでＢモード像、ドプラ像、ＣＦＭ（カラーフローマッピング）像の如き超音波画像が得られる。変換部２０３は、信号処理部２０２から出力された超音波画像のダイナミックレンジを変換する。表示部２０４は、変換されたダイナミックレンジを有する超音波画像を表示する。制御部２０５は、送信部２００、受信部２０１、信号処理部２０２、変換部２０３及び表示部２０４を制御する。
【００２２】
設定部２０６は、超音波条件の設定を初めとする診断条件を設定する。この他に、設定部２０６では、造影剤モードである造影剤が注入された被検体からの超音波画像と、通常モードである造影剤が注入されていない被検体からの超音波画像とに応じて変換部２０３の変換特性を変更するべく制御部２０５に指令を与える。変換部２０３は、ダイナミックレンジの異なる２つのログ圧縮器を用いて、通常モードと造影剤モードとで適宜選択的に使用して、通常モードでは良好なコントラストを有する超音波画像を得ることができ、造影剤モードでは造影剤の信号を飽和することなく超音波画像をログ圧縮することができる。
【００２３】
図２は本発明による超音波診断装置の第２実施形態を示すブロック図である。図２に示すように、第２実施形態の超音波診断装置は、第１実施形態の超音波診断装置とは異なる変換部２０７を有する。この変換部２０７は、一のログ圧縮カーブデータを記憶したメモリ２０７Ａと、他のログ圧縮カーブデータを記憶したメモリ２０７Ｂと、演算部２０７Ｃとからなる。例えば、一のログ圧縮カーブデータは通常モードに使用するログ圧縮特性であり、他のログ圧縮カーブデータは造影剤モードに使用するログ圧縮特性である。この変換部２０７は、入力値を、ログ圧縮カーブデータに基づき所定の出力値に変換する。従って、この変換部２０７は、入力値をログ圧縮し、該ログ圧縮した値を出力するものである。この変換部２０７にあっても、通常モードと造影剤モードとで適宜選択的に使用して、通常モードでは良好なコントラストを有する超音波画像を得ることができ、造影剤モードでは造影剤の信号を飽和することなく超音波画像をログ圧縮することができる。
【００２４】
図３は本発明による超音波診断装置の第３実施形態を示すブロック図である。セクタ式電子走査型のプローブ１は、一次元に配列された複数の振動子からなる。なおプローブ１はセクタ式電子走査型に限定されず、リニア式でも、機械走査型でもよい。このプローブ１には送信系２が接続される。送信系２は、プローブ１の各振動子に駆動パルスを供給する。送信系２は、この駆動パルスの出力タイミングを振動子間で相違させ、これにより任意の方向に超音波ビームを送信させる。
【００２５】
被検体Ｐからの反射波は送信時と同じ振動子で受信され、その受信信号は受信系３に供給される。受信系３は各受信信号に送信時とは逆の遅延時間を与えてそれらを加算する。受信系３の出力には２系統のログ圧縮器４，５が接続される。第１のログ圧縮器４は通常モード時に起動され、第２のログ圧縮器５は造影剤モード時に起動される。ログ圧縮器４，５は、受信系３の出力を以下の式（１）にしたがってログ圧縮に供し、この結果を輝度情報として出力する。なお、θはログ圧縮器出力、Ｉはログ圧縮器入力、Ａは所定の係数、DRは圧縮率を決定するパラメータである。
【００２６】
θ＝Ａ・log DR・Ｉ …（１）
このパラメータDRは、第１のログ圧縮器４と第２のログ圧縮器５とで相違する。第１のログ圧縮器４は、パラメータDR１またはDR２（DR１＜DR２）を使用する。第２のログ圧縮器５は、パラメータDR２より大きいDR３を使用する。ログ圧縮器４，５への入力レンジはＩmin 〜Ｉmax であり、その出力レンジはθmin 〜θmax で固定されている。したがって、ログ圧縮結果が、出力レンジθmin 〜θmax より小さい場合または大きい場合には、その出力はそれぞれＩmin 、Ｉmax に統一される。図５はパラメータDR１、DR２、DR３のそれぞれに対応する対数曲線ａ、ｂ、ｃ及びそれぞれのダイナミックレンジを示す図である。パラメータDR１の場合のダイナミックレンジはＩ0 〜Ｉa 、パラメータDR２の場合のダイナミックレンジはＩ0 〜Ｉb 、パラメータDR１の場合のダイナミックレンジはＩ0 〜Ｉmax となる。
【００２７】
従って、第２のログ圧縮器５のダイナミックレンジは、第１のログ圧縮器４のそれより広く、造影剤の信号を飽和することなくログ圧縮することができる。
【００２８】
第１のログ圧縮器４の出力は、第１のフレームメモリ６に供給され、２次元マトリクス上に展開され、そこから所定の順序で一次元に配列されて出力される。この出力は、ＲＯＩマーカ付加器７を介して表示器８に供給される。
【００２９】
第２のログ圧縮器５の出力は、第２のフレームメモリ９に供給され、２次元マトリクス上に展開され、そこから所定の順序で一次元に配列されて出力される。この出力は、造影剤信号検出部１０に送られる。造影剤信号検出部１０は、第２のフレームメモリ９の出力から造影剤成分（以下これを「造影剤信号」という）を抽出する。この造影剤信号は２次元の造影剤信号メモリ１１を介して表示器８に供給される。
【００３０】
この造影剤信号はグラフ演算部１２にも供給される。グラフ演算部１２は、造影剤信号を用いて、造影剤の関心領域（ＲＯＩ）への流入出量の経時的変化曲線（以下これを「タイムデンシティカーブ」という）のグラフ情報を作成したり、その流入、流出時間等の各種時間情報を計測する。グラフ演算部１２の出力は２次元のグラフ情報メモリ１３を介して表示器８に供給される。
【００３１】
制御器１４は、バスライン１５を介して、ログ圧縮器４，５、フレームメモリ６，９、ＲＯＩマーカ付加器７、造影剤信号検出部１０、造影剤信号メモリ１１、グラフ演算部１２、グラフ情報メモリ１３の各部に制御信号及び必要な情報を供給し、各部を関連させて動作させると共に各部の処理を実行させる。
【００３２】
造影剤モード入力部１６は、通常モードと造影剤モードの切換えの指示を入力するための装置である。この通常モードと造影剤モードの切換えは、キーボードのキー操作に依存して行われるものでもよいし、造影剤注入装置を起動することを検知するスイッチの出力に依存して行われるものでもよい。造影剤注入装置は、図４に示すように、一端に突出口をまた他端に挿入口を備えた円筒部２０とそれに挿入される挿入部２１とからなるシリンジを主構成要素とする。造影剤注入装置を用いて造影剤を注入するときには、挿入部２１は円筒部２０内に深く挿入されるか、またはジョイント２２を介して突出口にチューブ２３が接続される。したがって、突出口にチューブ２３が接続されたことを検知する電極スイッチ２４をジョイント２２に設けるか、またはシリンジに電磁スイッチ２５を設けることにより、造影剤注入装置を起動することを検知することができる。電極スイッチ２４は突出口にチューブ２３が接続されたときＯＮ信号を出力する。電磁スイッチ２５は、挿入部２１の先端付近に設けられた磁石と、挿入部２１を円筒部２０に深く挿入したときに磁石と対峙する円筒部２０に設けられたコイルとからなり、挿入部２１を円筒部２０に深く挿入したときのコイルに発生する誘導電流を発生して、造影剤注入装置を起動することを検知し、ＯＮ信号を出力する。制御器１４は、このＯＮ信号を受けて、動作モードを通常モードから造影剤モードに切換える。
【００３３】
図６は、ＲＯＩマーカ付加器７の構成を示すブロック図である。ＲＯＩマーカ発生器４１には制御器１４からマーカ情報が供給される。マーカ情報は制御器１４に接続された図示しないマウスの如き入力装置を観察者が操作することにより入力される。ＲＯＩマーカ発生器４１はマーカ情報に基づいて関心領域を示す例えば矩形のマーカデータを出力する。このマーカデータは、スイッチ４２を介して加算器４３に供給され、第１のメモリ６からの画像に合成される。スイッチ４２は制御器１４からの制御信号にしたがって開閉を行い、マーカ情報に基づくマーカデータがＲＯＩマーカ発生器４１から出力されるときにＲＯＩマーカ発生器４１を加算器４３に接続する。加算器４３の出力は表示器８に供給される。
【００３４】
図７は造影剤信号検出器１０の構成を示すブロック図である。第２のメモリ９から関心領域（ＲＯＩ）内の画像（以下「ＲＯＩ画像」という）が出力され、このＲＯＩ画像は、そのまま減算器５７に供給されると共に、平均値演算部５１とＲＯＩフレーム平均値メモリ５６を介してやはり減算器５７に供給される。減算器５７の減算結果は、フレーム差分値、つまり造影剤信号として累積加算演算部６０とフレーム差分値メモリ６３に供給される。累積加算演算部６０とフレーム差分値メモリ６３の出力は、スイッチ６４を介し択一的に造影剤信号メモリ１１及びグラフ演算部１２に供給される。平均値演算部５１は所定数フレームの関心領域（ＲＯＩ）内の各画素の平均値を演算するための手段であり、加算器５２、ＲＯＩフレームメモリ５３、スイッチ５４、割り算器５５を備える。加算器５２では第２のメモリ９から入力したＲＯＩ画像と、ＲＯＩフレームメモリ５３からスイッチ５４を介して入力した加算画像とを画素毎に加算し、その加算画像をＲＯＩフレームメモリ５３に供給する。スイッチ５４は、所定数フレームのＲＯＩ画像の加算が終了するまでＲＯＩフレームメモリ５３を加算器５２に接続し、これにより所定数フレームのＲＯＩ画像が加算される。この加算画像は、加算されたフレーム数で割り算器５５により割り算され、平均処理に供される。ここで、平均処理を行うのは、造影剤信号の時間的な変動を低減し、スパイク状のノイズ成分を除去するためである。この平均画像は、ＲＯＩフレーム平均値メモリ５６を介して減算器５７に送られ、その−１乗算器５７で極性を反転された後、加算器５９で第２のメモリ９からのＲＯＩ画像と画素毎に加算される。これにより、当該ＲＯＩ画像に含まれる造影剤信号が画素毎に検出され、造影剤画像が生成される。この造影剤画像は、累積加算演算部６０とフレーム差分値メモリ６３に供給される。累積加算演算部６０は、加算器６１にフィードバック接続されたフレーム差分値メモリ６３を備え、造影剤画像を画素毎に累積加算する。累積加算演算部６０とフレーム差分値メモリ６３の出力は、スイッチ６４のスイッチングにより択一的に読み出され、造影剤信号メモリ１１及びグラフ演算部１２に供給される。スイッチ６４のスイッチング動作は、観察者により図示しない入力装置から入力された表示切換え指示にしたがって行われる。造影剤信号メモリ１１の出力は表示器８に供給される。
【００３５】
図８はグラフ演算部１２の構成を示すブロック図である。造影剤信号検出器１０の出力は総和値演算部７１に供給される。総和値演算部７１は、造影剤信号検出器１０の出力に接続された加算器７２に第１のＲＯＩピクセル総和値メモリ７３をスイッチ７４を介してフィードバック接続してなり、ＲＯＩ内の全画素の造影剤信号を加算し、総和値Ｄを得る。
【００３６】
マックスホールド部７５は、総和値演算部７１から順次出力される複数の総和値Ｄの中からその最大値Ｄmax 及びフレーム番号ＦＮmax を検出し、それらを一時的に記憶する。総和値演算部７１からの最新の総和値Ｄは、スイッチ７６と−１乗算器７７を介して極性反転され、加算器７８とメモリ７９に送られる。加算器７８ではこの最新の総和値Ｄが、メモリ７９から−１乗算器８０を介して再度極性反転された過去の総和値Ｄと加算される。ＡＮＤゲート８１では加算器７８の出力の極性、つまり最新の総和値Ｄと過去の総和値Ｄとの大小関係を論理判定し、その判定結果をメモリ７９の更新制御としてメモリ７９に出力する。メモリ７９は、この判定結果に応じて、過去の総和値Ｄより最新の総和値Ｄが大きいとき、過去の総和値Ｄに代えて最新の総和値Ｄを記憶する。したがって、メモリ７９には常に現在までに供給された複数の総和値Ｄの中の最大値Ｄmax が記憶されることになる。またＡＮＤゲート８１の判定結果は他方のメモリ８２にも供給され、その判定結果に応じて、メモリ８２に記憶するフレーム番号ＦＮを更新することにより、メモリ７９に記憶された最大値Ｄmax に対応するフレーム番号ＦＮmax が記憶されることになる。なおメモリ８２には、最新の総和値Ｄに対応するフレーム番号ＦＮが制御器１４から供給される。
【００３７】
最大値Ｄmax は、しきい値発生部８３の乗算器８３に供給される。乗算器８３は、この最大値Ｄmax に、制御器１４から供給されるしきい値係数Ｋ（通常は１／２）を乗算し、しきい値Ｄthを出力する。このしきい値Ｄthは、時間計測部８４に送られる。
【００３８】
時間計測部８４には、総和値演算部７１から出力される連続する複数の総和値Ｄを記憶する第２ＲＯＩピクセル総和値メモリ８５が設けられる。第２ＲＯＩピクセル総和値メモリ８５は、各総和値Ｄを入力順序にしたがって順番に出力する。第２ＲＯＩピクセル総和値メモリ８５の出力は、−１乗算器８６を介して極性反転されて加算器８６に供給され、そこでしきい値Ｄthと加算される。この加算結果はＡＮＤゲート８９に送られ、その正負が論理判定される。この判定の結果、総和値Ｄがしきい値Ｄthより大きいとき、カウンタ９０が１つずつアップカウントされる。カウンタ９０は、制御器１４の制御にしたがって、フレーム番号ＦＮmax の前後で別々にカウントを実行する。これによってカウンタ９０では、最大値Ｄmax のフレームに至るまでのしきい値Ｄth以上の総和値Ｄを有するフレーム数と、最大値Ｄmax のフレーム以後のしきい値Ｄth以上の総和値Ｄを有するフレーム数とが計数される。それぞれのフレーム数は各別に乗算器９１で、制御器１４から供給された超音波送受信時のフレーム周期時間Ｆt と乗算され、実時間に換算される。前者のフレーム数に基づく実時間を造影剤がＲＯＩへ流入するに要する時間を示す流入時間ｔwi、後者のフレーム数に基づく実時間を造影剤がＲＯＩから流出するに要する時間を示す流出時間ｔw0、この流入時間ｔwiと流出時間ｔw0との合計時間を半値幅時間ｔh と称する。これら流入時間ｔwi、流出時間ｔw0、半値幅時間ｔh は、計測時間メモリ９２を介してグラフィック発生器９３に出力される。
【００３９】
グラフィック発生器７７は、総和値演算部７１からの総和値Ｄを順次入力し、この総和値Ｄに応じて時間軸に沿って点をプロットしながら徐々にタイムデンシティカーブを完成していく。このタイムデンシティカーブは未完成でもプロットする毎に表示器１３に出力する。したがって、表示器１３にはリアルタイムでタイムデンシティカーブが徐々に成長し、完成に近付いていくことになる。
【００４０】
次にこの実施形態の作用について説明する。
【００４１】
まず通常モードが起動される。この通常モード下では、第１ログ圧縮器４が作動される。送信器２からの駆動信号によりプローブ１からの超音波ビームにより被検体Ｐの断面が繰り返し走査される。その反射波はプローブ１で受信され、その受信信号は受信器３を介して第１ログ圧縮器４に順次出力される。第１ログ圧縮器４は上述したようにパラメータDR１またはDR２を用いて受信信号をログ圧縮し、その結果を第１のフレームメモリ６に供給する。したがって、生態組織の受信信号は、出力レンジに対して最適にログ圧縮され、コントラストの良好な画像が得られる。この通常モード下では、ＲＯＩマーカ付加器７のスイッチ４３はＯＦＦ状態に設定されている。したがって、第１のフレームメモリ６の画像は、図９（ａ）に示すように、そのまま表示器８に表示される。
【００４２】
オペレータに任意のタイミングで、通常モードから造影剤モードに切換えられる。この切換えは、上述したように造影剤モード入力部１６でのキーボードのキー操作、または造影剤注入装置を起動することを検知するスイッチの出力に依存して行われる。なお、通常モードから造影剤モードに切換えられても、超音波走査が依然として同じように継続される。この造影剤モードの設定に前後して、ＲＯＩマーカ付加器７のスイッチ４３はＯＮ状態に設定され、ＲＯＩマーカ発生器４１からのマーカデータにしたがって、図９（ｂ）に示すように、画像にＲＯＩ（破線）が重畳されて表示される。このＲＯＩは、オペレータに任意の位置に設定される。この造影剤モード下では、第１ログ圧縮器４に代って、第２ログ圧縮器５が作動される。上述したように第２ログ圧縮器５は、第１ログ圧縮器４のパラメータDR１またはDR２より大きいDR３を用いて、受信信号をログ圧縮する。したがって、第２のログ圧縮器５のダイナミックレンジは、第１のログ圧縮器４のそれより広く、これにより生体組織より信号レベルの高い造影剤信号を飽和することなくログ圧縮することができる。
【００４３】
第２のログ圧縮器５の出力は、第２のフレームメモリ５に供給される。第２のフレームメモリ５からは、ＲＯＩ内の画像だけが選択的に読み出され、造影剤信号検出部１０に供給される。このＲＯＩ画像は、造影剤信号検出部１０の減算器５７と平均値演算部５１に供給される。平均値演算部５１のスイッチ５２は、所定数フレームのＲＯＩ画像が入力されるまで加算器５２側に接続される。したがって、ＲＯＩフレームメモリ５３には最新フレームのＲＯＩ画像を含めた所定数フレーム分のＲＯＩ画像が画素毎に加算される。この加算処理の概要を図１０に示す。この加算が終了すると、スイッチ５２が割り算器５５側に接続され、加算結果が割り算器５５に供給される。割り算器５５ではこの加算画像を加算されたフレーム数で割り算し、平均処理に供することにより、造影剤信号の時間的な変動を低減し、スパイク状のノイズ成分を除去して、この平均画像をＲＯＩフレーム平均値メモリ５６を介して減算器５７に供給する。この減算器５７は最新フレームのＲＯＩ画像から平均画像を減算する。減算前のＲＯＩ画像の各画素には、生体組織成分と造影剤成分が含まれている。この生体組織成分は経時的に変化しないので、最新フレームのＲＯＩ画像から平均画像を減算することにより、前フレームまでの生体組織成分と造影剤成分が除去され、前フレームに対する造影剤成分の変化量が画素毎に検出され、造影剤画像が生成される。この造影剤画像のある画素に着目すると、その値は図１１（ａ）に示すように経時的に変化する。この造影剤画像は、フレーム差分値メモリ６３に供給され、記憶される。また、造影剤画像は、累積加算演算部６０にも供給され、順次供給される造影剤画像について画素毎に順次累積加算する。この累積加算した累積加算画像のある画素に着目すると、その値は図１１（ｂ）に示すように経時的に変化する。つまり、この累積加算結果は、現在、ＲＯＩに存在している造影剤の合計量に相当することになる。フレーム差分値メモリ６３と累積加算演算部６０は、スイッチ６４を介して択一的に造影剤信号メモリ１１及びグラフ演算部１２に接続される。このスイッチ６４のスイッチングは、オペレータの指示に応じて行われる。通常は、スイッチ６４は累積加算演算部６０に接続されている。造影剤画像の入力毎に累積加算演算部６０からは累積加算画像が次々に出力される。この累積加算画像は、造影剤信号メモリ１１を介して順次切替えられながら、表示器８に表示される。図１２（ａ）〜図１２（ｄ）は表示画面を時間経過に沿って示した図である。画像（Ｂモード画像）は各表示画面の左枠に、累積加算画像は各表示画面の右上枠に、またタイムデンシティカーブは各表示画面の右下枠に表示される。累積加算画像は造影剤画像の入力毎に次々と出力されるので、図１２（ａ）〜図１２（ｄ）に示すように、造影剤の流入の様子がリアルタイムで表示される。
【００４４】
また、この累積加算画像は順次、グラフ演算部１２に送られ、総和値演算部７１によりその全画素の総和値Ｄが順次求められる。この各フレームの総和値Ｄは順次、マックスホールド部７５、時間計測部８４、グラフィック発生器９３に供給される。このときマックスホールド部７５のスイッチ７６はＯＮ状態に設定され、メモリ７９には全フレームまでの総和値Ｄより大きいものが順次更新記憶され、これにより常に現在の最新フレームまでの総和値Ｄ中の最大値Ｄmax が記憶され、またメモリ８２には当該最大値Ｄmax のフレーム番号ＦＮmax が記憶される。時間計測部８４の第２ＲＯＩピクセル総和値メモリ８５には、現在の最新フレームまでのすべての総和値Ｄが記憶される。グラフィック発生器９３では次々と供給される総和値Ｄに基づいてタイムデンシティカーブがリアルタイムで序々に作成される。作成中のタイムデンシティカーブは、各時刻でグラフ情報メモリ１３を介して表示器８に供給され、図１２（ａ）〜図１２（ｄ）に示すように、累積加算画像と共に、造影剤の流入にしたがってタイムデンシティカーブがリアルタイムで序々に成長しながら表示される。
【００４５】
オペレータは、このタイムデンシティカーブが例えば図１３（ａ）に示した状態になり、この状態から造影剤がＲＯＩから十分流出したと判断したときに、図示しない入力装置の例えばフリーズボタンを指示すると、各種時間の計測が開始される。このときマックスホールド部７５のスイッチ７６はＯＦＦ状態に設定され、マックスホールド部７５には新たなフレームの総和値Ｄが入力しない。したがって、メモリ７９には時間計測開始以前の全フレームの総和値Ｄの最大値Ｄmax が記憶され、またメモリ８２には当該最大値Ｄmax のフレーム番号ＦＮmax が記憶される。
【００４６】
そして、この最大値Ｄmax はしきい値発生部８３で制御器１４からの係数Ｋ（１／２）と乗算されることにより、しきい値Ｄthが発生する。このしきい値Ｄthは、時間計測部８４の加算器８７に供給される。時間計測部８４の第２ＲＯＩピクセル総和値メモリ８５に記憶されている現在の最新フレームまでのすべての総和値Ｄが、過去のものから順番に−１乗算器８６を介して加算器８７に供給され、しきい値Ｄthと加算される。この加算結果の正負が、ＡＮＤゲート８９で判定され、負の場合、つまり総和値Ｄがしきい値Ｄthより大きい場合、その都度カウンタ９０の計数値がカウントアップされる。ここでカウンタ９０には、制御器１４からメモリ８２に記憶されているフレーム番号ＦＮmax が供給され、このフレーム番号ＦＮmax の前後で別々にカウントが実行される。これによって最大値Ｄmax のフレームに至るまでのしきい値Ｄth以上の総和値Ｄを有するフレーム数（以下「流入フレーム数」という）と、最大値Ｄmax のフレーム以後のしきい値Ｄth以上の総和値Ｄを有するフレーム数（以下「流出フレーム数」という）とが計数される。
【００４７】
それぞれのフレーム数は各別に乗算器９１で、制御器１４から供給された超音波送受信時のフレーム周期時間Ｆt と乗算され、実時間に換算される。したがって、図１４に示すように、流入時間ｔwi、流出時間ｔw0、この流入時間ｔwiと流出時間ｔw0との合計時間である半値幅時間ｔh が計測される。これら流入時間ｔwi、流出時間ｔw0、半値幅時間ｔh は、計測時間メモリ９２とグラフィック発生器９３を介して、図１３（ｂ）に示すように、表示器１３に表示される。
【００４８】
このように本実施形態によると、造影剤の関心領域（ＲＯＩ）への流入出量の経時的変化曲線、つまりタイムデンシティカーブがリアルタイムで作成することができ、また造影剤の関心領域（ＲＯＩ）への流入、流出時間、半値幅時間の時間情報を計測することができる。
【００４９】
また、本実施形態では、ダイナミックレンジの異なる２つのログ圧縮器を用いて、通常モードと造影剤モードとで適宜選択的に使用していることにより、通常モードでは良好なコントラストを得ることができ、造影剤モードでは造影剤の信号を飽和することなくログ圧縮することができる。
【００５０】
なお上述した実施形態ではダイナミックレンジの異なる２つのログ圧縮器を用いていたが、１つのログ圧縮器を用いて、通常モードと造影剤モードとでそのダイナミックレンジを切換えるようにしてもよい。この場合の構成は、図１５に示すように、少なくとも２種のダイナミックレンジで動作可能なログ圧縮器１７の出力をスイッチ１８を介して第１のフレームメモリ６と第２のフレームメモリ９とに択一的に供給できるようにして、制御器１４の制御を受けてログ圧縮器１７のダイナミックレンジおよびスイッチ１８のスイッチングを通常モードと造影剤モードで切換え制御を行う切換信号発生器１９を設けることにより実現できる。
【００５１】
図１６は、本発明の第３実施形態の構成を示している。この実施形態で、造影剤モードが設定されると、受信信号は、スイッチ５Ａによって、第２ログ圧縮器５を通らないで、第２フレームメモリ９，造影剤信号検出部１０，造影剤信号メモリ１１，グラフ演算部１２及びグラフ情報メモリ１３に供給される場合と、第２ログ圧縮器５を通り、第２フレームメモリ９，造影剤信号検出部１０，造影剤信号メモリ１１，グラフ演算部１２及びグラフ情報メモリ１３に供給される場合とが実現される。この構成は、ダイナミックレンジが調整されない超音波画像中の関心領域における画像データの時間的変化曲線と、ダイナミックレンジが調整された超音波画像中の関心領域における画像データの時間的変化曲線とを適宜得ることができる。
【００５２】
図１７〜図２０を参照して本発明の第４実施形態を説明する。第４実施形態は、一つの超音波画像中に複数の関心領域ＲＯＩを設定し、各ＲＯＩ内の散乱強度から各ＲＯＩ毎にタイムデンシティカーブを作成し、例えばＲＯＩ間に存在する診断対象の特徴量（臨床データ）を演算により抽出し、該臨床データを表示しようとするものである。この例においては、各ＲＯＩ毎のタイムデンシティカーブの相関関係を調べる必要がある。そして、腫瘍等の診断対象が血流に対して、どのような応答を示すかを定量化する必要がある。図１７に示すように、画面８Ａに超音波画像４００が表示されている。該画像４００中には、血管の流入路４０１、流出路４０２、及び診断対象４０３が存在する。流入路４０１に相当する領域をＲＯＩ１とし、流出路４０２に相当する領域をＲＯＩ２として規定する。右グラフに示すように各ＲＯＩ１，ＲＯＩ２の散乱強度曲線は、上述した実施形態により容易に得られる。
【００５３】
ここで、図１８に示すシステムモデルが想定される。ここで、ステップ関数ｓ（ｔ）のフーリエ変換はＳ（ω）であり、Ｓ（ω）の逆フーリエ変換はｓ（ｔ）である。入力関数ｉ（ｔ）のフーリエ変換はＩ（ω）であり、Ｉ（ω）の逆フーリエ変換はｉ（ｔ）である。出力関数ｏ（ｔ）のフーリエ変換はＯ（ω）であり、Ｏ（ω）の逆フーリエ変換はｏ（ｔ）である。応答関数ｈ（ｔ）のフーリエ変換はＨ（ω）であり、Ｈ（ω）の逆フーリエ変換はｈ（ｔ）である。
【００５４】
求める応答関数ｈ（ｔ）をフーリエ変換したＨ（ω）は、次の式の通りである。
【００５５】
Ｈ（ω）＝Ｓ（ω）・（Ｏ（ω）／Ｉ（ω））
特徴量の例としては、ｈ（ｔ）が最大となる時間ｔｐやｈ（ｔ）の半値幅時間ｔ1/2 である。
【００５６】
上述したシステムモデルの具体的な演算ブロックは図１９に示される。図１９に示されるシステムは、フーリエ変換部３０１と、Ｓ（ω）メモリ３０２と、レジスタ３０３〜３０５，３０７〜３０９と、ｈ（ｔ）演算部３０６と、スイッチ３１０〜３１２と、加算部３１３と、上述した制御器１４を兼用する制御器１４´とを具備する。このシステムは、ハードウェアによる構成及びソフトウェアよよる構成のいずれであってもよい。
【００５７】
また、ｈ（ｔ）演算部３０６は、上式を参照するに、Ｉ（ω）に対してｚｅｒｏｄｉｖｉｄｅ処理を施すと共にＨ（ω）を求め、このＨ（ω）を逆フーリエ変換することによりｈ（ｔ）を求めるものである。
【００５８】
ｉ（ｔ）、ｏ（ｔ）は、各々タイムデンシティカーブを作成終了後に、各々フーリエ変換部に入力される。図２０はｈ（ｔ）の表示例である。次に第４，第５の実施形態について説明する。
【００５９】
本実施形態は、離れた２つの部分、例えば頸動脈と内脈の２つの部分の同時観察を、互いの超音波の影響でビートノイズが各画像に発生する問題を解決するものである。
【００６０】
第４，第５の実施形態は、図２１または図２２のいずれの構成でもかまわない。いずれの構成でも、少なくとも２つの同じ構成のプローブ１０１，１０２を有する。各プローブ１０１，１０２は、複数の振動子を一次元に配列してなる。
【００６１】
図２１の場合、各プローブ１０１，１０２に対応して、送受信回路１０３，１０４、Ｂモード処理系１０５，１０６、カラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系１０７，１０８、表示系１０９，１１０をそれぞれ２系統ずつ設け、両表示系１０９，１１０にモニタ１１１を接続する。また、各送受信回路１０３，１０４によるプローブ１０１，１０２それぞれの送受信駆動を、互いの超音波の影響でビートノイズが各画像に発生しないように同時に、またはフレーム毎あるいはラスタ（走査線）毎に時分割で行うように制御する制御回路１１２を設ける。Ｂモード処理系１０５，１０６は、図３と同様の構成を有し、Ｂモード画像を生成すると共に、タイムデンシティカーブを作成し、また各種時間を計測することができる。
【００６２】
Ｂモード処理系１０５，１０６は、図３に示したと同じ構成を有し、つまり、送受信回路の出力には異なるダイナミックレンジを有する２系統のログ圧縮器が接続され、送受信回路１０３，１０４の出力をそれぞれログ圧縮に供し、この結果を輝度情報としてＲＯＩマーカ付加器を介して表示系１０９，１１０に出力する。
【００６３】
そして、第１のログ圧縮器の出力には第１のフレームメモリが接続される。また第２のログ圧縮器の出力は、第２のフレームメモリを介して造影剤成分を抽出する造影剤信号検出部に送られる。この造影剤信号は２次元の造影剤信号メモリを介して表示系１０９，１１０に供給される。この造影剤信号はグラフ演算部にも供給される。グラフ演算部は、造影剤信号を用いて、タイムデンシティカーブを作成したり、その流入、流出時間等の各種時間情報を計測する。グラフ演算部の出力は、２次元のグラフ情報メモリを介して表示系１０９，１１０に供給される。
【００６４】
また、カラーフローマッピング処理系１０７，１０８は、図示しないが位相検波回路、Ａ／Ｄ変換器、ＭＴＩ（Moving-Target-Indicator ）フィルタ、自己相関器、演算部を備えている。位相検波回路は、受信系５から受信信号を受けて、この受信信号について直交位相検波し、図示しないローパスフィルタにより高周波成分を除去してドップラ偏移信号、即ち、血流像のためのをドップラ検波出力を得る。このドップラ検波出力には血流情報以外に心臓の壁等のように動きの遅い物体からの不要な反射信号（クラッタ成分）も含まれている。そこで、ドップラ検波出力をＡ／Ｄ変換器によりディジタル信号に変換し、ＭＴＩフィルタを通す。
【００６５】
ここで、ＭＴＩとは、レーダで使用されている技術で、前述したようにMoving-Target-Indicator の略であり、移動目標だけをドップラ効果を利用して検出する方法である。従って、ＭＴＩフィルタは、所定回数繰り返し送波したレートパルスにおける同一ピクセル間の位相変化により血流の動きを検出し、クラッタ成分を除去することになる。自己相関器は、このクラッタ成分を除去した信号を２次元の多点数毎にリアルタイムで周波数分析する。自己相関器による周波数分析の演算数は、ＦＦＴ（高速フーリエ変換）法における演算数より非常に少ないものであり、そのためリアルタイム処理が可能となった。演算部はこの自己相関器の出力を受けるものであり、平均速度演算部、分散演算部、パワー演算部を有している。この演算部において、平均速度演算部は平均ドップラシフト周波数ｆｄを求め、分散演算部は分散σ2 を求め、パワー演算部はパワーＰを求める。
【００６６】
また、図２２の場合、少なくとも２つのプローブ１０１，１０２に切換器（ＭＵＸ）１１３を介して１つの送受信回路１１４を接続することで、プローブ１０１と１０２とを送受信回路１１４に選択的に接続できるようにする。送受信回路１１４の出力にはＢモード処理系１１５とカラーフローマッピング（ＣＦＭ）処理系１１６とを並列に接続する。これらＢモード処理系１１５とカラーフローマッピング処理系１１６の出力は、１つの表示系１１７を介してモニタ１１８に表示される。切換器１１３の切換動作により、プローブ１０１と１０２は送受信回路１１４によりフレーム毎またはラスタ毎に時分割で交互に駆動される。同時このような装置を実際に用いるときには、図２３に示すように、一方のプローブ１０１を例えば頸動脈に設置し、また他方のプローブ１０２をプローブ１０１から離間した例えば門脈に設置する。
【００６７】
造影剤注入装置１２０から造影剤を被検体Ｐに注入した後、２つのプローブ１０１，１０２を同期して、またはフレーム毎あるいはラスタ毎に時分割で送受信駆動することにより、互いに他方のプローブから発せられる超音波の影響を受けることなく、したがってビートノイズが各画像に発生することなく、図２４に示すように両画像を同時表示することができる。
【００６８】
また、図２２に示した構成の場合、２つのプローブ１０１，１０２を同じ送受信回路１１４で駆動し、また、同じ処理系でＢモード画像やカラーフローマッピング画像を得ているので、プリアンプ等のゲイン特性の相違等による標準信号レベルの相違が解消され、したがって両画像間の比較を同一条件のもとで実施できる。
【００６９】
【発明の効果】
以上のように本発明によれば、造影剤の関心領域への流入出量の経時的変化等の各種情報をリアルタイムで提供できる、又は離れた２つの部分の画像を互いに他方の超音波の影響でビートノイズの発生を押さえながらそれぞれリアルタイムで収集できる超音波診断装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による超音波診断装置の第１実施形態の構成を示すブロック図。
【図２】本発明による超音波診断装置の第２実施形態の構成を示すブロック図。
【図３】本発明による超音波診断装置の第３実施形態の構成を示すブロック図。
【図４】図３の造影剤モード入力部の一例を示す図。
【図５】図３のログ圧縮器のダイナミックレンジを示す図。
【図６】図３のＲＯＩマーカ付加器の構成を示すブロック図。
【図７】図３の造影剤信号検出部の構成を示すブロック図。
【図８】図３のグラフ演算部の構成を示すブロック図。
【図９】ＲＯＩマーカを画像に付加する前後の画面を示す図。
【図１０】図７の平均値演算部による平均値演算処理を説明する図。
【図１１】図３の造影剤信号検出部から出力されるフレーム間の造影剤信号の変化量とその累積値との２種の信号を示す図。
【図１２】時間計測開始までの表示画面の変化を示す図。
【図１３】完成したタイムデンシティカーブおよび計測時間の表示位置を示す図。
【図１４】図８の時間計測部により計測される各種時間を示す図。
【図１５】第３実施形態の変形例の構成を示すブロック図。
【図１６】第３実施形態の別の変形例の構成を示すブロック図。
【図１７】第４実施形態における原理を示す図。
【図１８】第４実施形態のシステムモデルを示す図。
【図１９】第４実施形態の構成を示すブロック図。
【図２０】第４実施形態における表示例を示す図。
【図２１】第５実施形態の構成を示すブロック図。
【図２２】第５実施形態の他の構成を示すブロック図。
【図２３】２つのプローブの被検体への設置の様子を示す図。
【図２４】表示画面を示す図。
【符号の説明】
１…超音波プローブ、２…送信系、３…受信系、４…第１ログ圧縮器、５…第２ログ圧縮器、６…第１フレームメモリ、７…ＲＯＩマー付加器、８…表示器、９…第２フレームメモリ、１０…造影剤信号検出部、１１…造影剤信号メモリ、１２…グラフ演算部、１３…グラフ情報メモリ、１４…制御器、１５…バスライン、１６…造影剤モード入力部、２００…送信部、２０１…受信部、２０２…信号処理部、２０３，２０７…変換部、２０４…表示部、２０５…制御部、２０６…設定部。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus applied to diagnosis using an ultrasonic contrast agent.
[0002]
[Prior art]
The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic pulse into a living body, receives a reflected wave reflected from a boundary surface of a tissue having different specific acoustic impedances (product of density and sound velocity of both media), and then receives the reflected wave. The image is processed to obtain an image, and is a clinically useful apparatus without exposure damage like the X-ray diagnostic method. Moreover, real-time performance has been improved by the advancement of various technologies represented by electronic scanning technology, and moving object measurement has become easier.
[0003]
By the way, in recent years, the development of ultrasonic contrast agents has progressed, and expectations for a thorough blood flow diagnosis comparable to X-ray angios are increasing. This ultrasonic contrast agent has a property that is clearly different in the received signal from the living body and its intensity. As a result, the portion of the B-mode image into which the ultrasound contrast agent has flowed differs in brightness or gradation level from the other portions, so that the observer can observe the inflow of the ultrasound contrast agent.
[0004]
By the way, the accuracy is very low only by visually observing the flow of such an ultrasonic contrast agent. In order to improve the diagnostic accuracy, various information such as changes in the amount of inflow and outflow of the contrast agent into the region of interest and its rise time are required. The conventional ultrasonic diagnostic apparatus cannot provide such information, and therefore the observer measures the total concentration in the region of interest for each frame and collects the results in a graph for diagnosis. It was. Thus, in order to obtain various information, the observer is required unpleasant labor and time. Another problem is that the information cannot be obtained in real time. Furthermore, the received signal contains a biological component and a contrast agent component, and in order to accurately measure the amount of flow into and out of the region of interest, it is necessary to extract the contrast agent component from the received signal. Sound waves are more susceptible to movement than X-rays, and even if they are biological components of the same biological part, the intensity thereof is unstable over time, so that the contrast agent component can be accurately extracted from the received signal. There is also a problem that it cannot be done.
[0005]
In general, the dynamic range of an ultrasonic diagnostic apparatus is set to an expected intensity range of a received signal from a living tissue in order to increase contrast. For this reason, since the contrast agent component of the received signal is clearly different from the received signal from the living body in intensity, it may protrude from the dynamic range and saturate, so that there is a problem that it cannot be imaged.
[0006]
Further, it is effective to simultaneously observe two parts apart from each other, for example, two parts of the carotid artery and the internal vein, as the inflow situation of the contrast agent. For this reason, conventionally, two ultrasonic diagnostic apparatuses have been used. However, there is a problem that beat noise occurs in the image due to the influence of the other ultrasonic wave. Also, since images are generated separately between the two devices, the standard signal levels of the two devices differ due to differences in the electrical / ultrasonic conversion characteristics of the probes of both devices and the gain characteristics of the preamplifier. There is also a problem.
[0007]
In addition to the above, there is known an ultrasonic diagnostic apparatus that has a ROM that stores input / output characteristics of different dynamic ranges and can select either one (see Patent Document 1).
[0008]
Furthermore, an ultrasonic diagnostic apparatus having a logarithmic compression circuit having a dynamic range switching function is known (see Patent Document 2).
[0009]
Furthermore, there is known an ultrasonic diagnostic apparatus that can designate a region of interest and includes means for calculating a statistic in the region of interest (see Patent Document 3).
[0010]
[Patent Document 1]
JP 62-144642 A (FIGS. 2, 4 and 3)
[0011]
[Patent Document 2]
Japanese Patent Laid-Open No. 04-224739 (FIG. 1)
[0012]
[Patent Document 3]
Japanese Patent Laid-Open No. 04-035653 (FIGS. 1 and 2)
[0013]
[Problems to be solved by the invention]
However, any of the above-described prior arts is insufficient for ultrasonic diagnosis using a contrast agent, and improvement has been demanded.
[0014]
It is an object of the present invention to provide various information such as changes in the amount of inflow and out of a contrast medium into a region of interest in real time, or to separate two parts of an image from each other by the influence of the other ultrasonic wave and beat noise. It is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of collecting in real time while suppressing the occurrence of the above.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The above object is achieved by the following ultrasonic diagnostic apparatus. That is, the present invention according to claim 1 is configured to transmit a plurality of ultrasonic signals for transmitting ultrasonic waves to subjects to which contrast agents are respectively administered at different positions and receiving echo signals for different cross sections. A plurality of ultrasonic probes corresponding to each of the different cross-sections, and a transmission / reception unit that drives transmission / reception of the plurality of ultrasonic probes and acquires an ultrasonic image based on an echo signal received by the ultrasonic probe; A region of interest is set in each ultrasonic image corresponding to each of the different cross sections, and a switching unit that switches a combination of connections between each of the plurality of ultrasonic probes and the transmission / reception unit in a time-sharing manner so that an image is generated. And a time-dependent change curve of the inflow and outflow of the contrast medium to and from the set region of interest. Calculation means for calculating for each image, an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising display means for simultaneously displaying the temporal change curve of each ultrasound images corresponding to each of the different cross-section.
According to a third aspect of the present invention, there is provided a plurality of ultrasonic waves for transmitting an ultrasonic wave to a subject to which a contrast medium is administered and receiving echo signals relating to different cross sections. Provided in correspondence with each of the probe and the plurality of ultrasonic probes, drives the corresponding ultrasonic probe to transmit and receive, and acquires an ultrasonic image based on an echo signal received by the corresponding ultrasonic probe A plurality of transmission / reception means, a control means for operating the plurality of transmission / reception means in a time-sharing manner to drive transmission / reception of any one of the plurality of ultrasonic probes, and each corresponding to each of the different sections Setting means for setting a region of interest in an ultrasound image, and the structure to the set region of interest are provided corresponding to each of the plurality of transmission / reception means. Corresponding to each of different cross sections calculated by a plurality of calculating means for calculating the time-dependent change curve of the inflow and outflow of the agent using the ultrasonic images acquired by the corresponding transmitting / receiving means, and the plurality of calculating means An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: display means for simultaneously displaying the time-dependent change curve for each ultrasonic image.
According to a fifth aspect of the present invention, there is provided an ultrasonic probe for performing ultrasonic transmission to a subject to which a contrast agent has been administered and receiving echo signals relating to different sections, and transmitting and receiving the ultrasonic probe. A transmitter / receiver for driving and acquiring an ultrasound image based on an echo signal received by the ultrasound probe; a setting unit for setting a plurality of regions of interest on the acquired ultrasound image; The calculation means for calculating the time-dependent change curve of the inflow and outflow of the contrast medium to and from each of the plurality of regions of interest, the acquired ultrasonic image, and the time of each region of interest to be calculated An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: display means for simultaneously displaying a local change curve.
[0018]
According to the present invention, a plurality of ultrasonic probes are driven in a time-sharing manner by a single transmission / reception unit, without being affected by ultrasonic waves emitted from other ultrasonic probes, and under the same transmission / reception conditions. Below, time change curves of a plurality of regions of interest can be displayed simultaneously. Accordingly, various types of information such as a change with time of the inflow / outflow amount of the contrast agent into the region of interest can be presented in real time.
[0019]
Further, according to the present invention, it is possible to simultaneously obtain and display a plurality of temporal change curves in a plurality of regions of interest in one ultrasonic image. Accordingly, it is possible to collect images of two distant parts in real time while suppressing generation of beat noise due to the influence of the other ultrasonic wave. Furthermore, a temporal change curve of the image data in the region of interest can be displayed based on the image data of the region of interest filtered between frames.
[0020]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0021]
FIG. 1 is a block diagram showing a first embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. As shown in FIG. 1, the ultrasonic probe 1 applied to the subject P is transmitted and received by a transmission unit 200 and a reception unit 201. An ultrasonic reception signal is obtained from the receiving unit 201. This ultrasonic reception signal is given to the signal processing unit 202, where an ultrasonic image such as a B-mode image, a Doppler image, or a CFM (color flow mapping) image is obtained. The conversion unit 203 converts the dynamic range of the ultrasonic image output from the signal processing unit 202. The display unit 204 displays an ultrasonic image having the converted dynamic range. The control unit 205 controls the transmission unit 200, the reception unit 201, the signal processing unit 202, the conversion unit 203, and the display unit 204.
[0022]
The setting unit 206 sets diagnostic conditions including the setting of ultrasonic conditions. In addition to this, in the setting unit 206, an ultrasound image from a subject into which a contrast agent in contrast agent mode is injected and an ultrasound image from a subject into which a contrast agent in normal mode is not injected are used. Then, a command is given to the control unit 205 to change the conversion characteristics of the conversion unit 203. The conversion unit 203 can use two log compressors having different dynamic ranges and selectively use them appropriately in the normal mode and the contrast agent mode, and can obtain an ultrasound image having good contrast in the normal mode. In contrast agent mode, an ultrasound image can be log-compressed without saturating the contrast agent signal.
[0023]
FIG. 2 is a block diagram showing a second embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. As illustrated in FIG. 2, the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment includes a conversion unit 207 that is different from the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment. The conversion unit 207 includes a memory 207A that stores one log compression curve data, a memory 207B that stores other log compression curve data, and a calculation unit 207C. For example, one log compression curve data is a log compression characteristic used in the normal mode, and the other log compression curve data is a log compression characteristic used in the contrast agent mode. The conversion unit 207 converts the input value into a predetermined output value based on the log compression curve data. Therefore, the conversion unit 207 performs log compression on the input value and outputs the log compressed value. Even in this conversion unit 207, an ultrasonic image having a good contrast can be obtained in the normal mode by selectively using the normal mode and the contrast agent mode appropriately. The ultrasonic image can be log-compressed without saturation.
[0024]
FIG. 3 is a block diagram showing a third embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention. The sector-type electronic scanning probe 1 is composed of a plurality of transducers arranged one-dimensionally. The probe 1 is not limited to the sector type electronic scanning type, and may be a linear type or a mechanical scanning type. A transmission system 2 is connected to the probe 1. The transmission system 2 supplies a drive pulse to each transducer of the probe 1. The transmission system 2 makes the output timing of the drive pulse different between the transducers, thereby transmitting the ultrasonic beam in an arbitrary direction.
[0025]
The reflected wave from the subject P is received by the same vibrator as that at the time of transmission, and the received signal is supplied to the receiving system 3. The receiving system 3 gives each received signal a delay time opposite to that at the time of transmission and adds them. Two systems of log compressors 4 and 5 are connected to the output of the receiving system 3. The first log compressor 4 is activated in the normal mode, and the second log compressor 5 is activated in the contrast agent mode. The log compressors 4 and 5 use the output of the receiving system 3 for log compression according to the following equation (1), and output the result as luminance information. Is a log compressor output, I is a log compressor input, A is a predetermined coefficient, and DR is a parameter for determining a compression rate.
[0026]
θ = A · log DR · I (1)
This parameter DR is different between the first log compressor 4 and the second log compressor 5. The first log compressor 4 uses the parameter DR1 or DR2 (DR1 <DR2). The second log compressor 5 uses DR3 larger than the parameter DR2. The input range to the log compressors 4 and 5 is Imin to Imax, and the output range is fixed at θmin to θmax. Therefore, when the log compression result is smaller or larger than the output range θmin to θmax, the output is unified to Imin and Imax, respectively. FIG. 5 is a diagram illustrating logarithmic curves a, b, and c corresponding to the parameters DR1, DR2, and DR3, and dynamic ranges thereof. The dynamic range for parameter DR1 is I0 to Ia, the dynamic range for parameter DR2 is I0 to Ib, and the dynamic range for parameter DR1 is I0 to Imax.
[0027]
Therefore, the dynamic range of the second log compressor 5 is wider than that of the first log compressor 4, and log compression can be performed without saturating the contrast agent signal.
[0028]
The output of the first log compressor 4 is supplied to the first frame memory 6, developed on a two-dimensional matrix, and then arranged and output one-dimensionally in a predetermined order therefrom. This output is supplied to the display 8 via the ROI marker adder 7.
[0029]
The output of the second log compressor 5 is supplied to the second frame memory 9, developed on a two-dimensional matrix, and output from the two-dimensional matrix in a predetermined order. This output is sent to the contrast agent signal detection unit 10. The contrast agent signal detection unit 10 extracts a contrast agent component (hereinafter referred to as “contrast agent signal”) from the output of the second frame memory 9. This contrast agent signal is supplied to the display 8 via a two-dimensional contrast agent signal memory 11.
[0030]
This contrast agent signal is also supplied to the graph calculation unit 12. The graph calculation unit 12 uses the contrast agent signal to create graph information of a temporal change curve (hereinafter referred to as “time density curve”) of the inflow / outflow amount of the contrast agent into the region of interest (ROI), Various time information such as inflow and outflow time is measured. The output of the graph calculation unit 12 is supplied to the display 8 via the two-dimensional graph information memory 13.
[0031]
The controller 14 is connected to the log compressors 4 and 5, the frame memories 6 and 9, the ROI marker adder 7, the contrast agent signal detection unit 10, the contrast agent signal memory 11, the graph calculation unit 12, the graph via the bus line 15. A control signal and necessary information are supplied to each part of the information memory 13 to operate each part in association with each other and to execute processing of each part.
[0032]
The contrast agent mode input unit 16 is a device for inputting an instruction for switching between the normal mode and the contrast agent mode. The switching between the normal mode and the contrast agent mode may be performed depending on the key operation of the keyboard, or may be performed depending on the output of the switch that detects that the contrast agent injection device is activated. As shown in FIG. 4, the contrast agent injecting apparatus includes, as a main component, a syringe including a cylindrical portion 20 having a protruding port at one end and an insertion port at the other end and an inserting portion 21 inserted therein. When the contrast medium is injected using the contrast medium injection device, the insertion portion 21 is inserted deeply into the cylindrical portion 20 or the tube 23 is connected to the projecting port via the joint 22. Therefore, it is possible to detect the activation of the contrast medium injection device by providing the joint 22 with the electrode switch 24 for detecting that the tube 23 is connected to the projecting opening or providing the electromagnetic switch 25 for the syringe. . The electrode switch 24 outputs an ON signal when the tube 23 is connected to the protruding port. The electromagnetic switch 25 includes a magnet provided near the tip of the insertion portion 21 and a coil provided in the cylindrical portion 20 that faces the magnet when the insertion portion 21 is inserted deeply into the cylindrical portion 20. Is generated in the coil when it is inserted deeply into the cylindrical portion 20, and it is detected that the contrast medium injection device is activated, and an ON signal is output. Upon receiving this ON signal, the controller 14 switches the operation mode from the normal mode to the contrast agent mode.
[0033]
FIG. 6 is a block diagram showing the configuration of the ROI marker adder 7. Marker information is supplied from the controller 14 to the ROI marker generator 41. The marker information is input by an observer operating an input device such as a mouse (not shown) connected to the controller 14. The ROI marker generator 41 outputs, for example, rectangular marker data indicating a region of interest based on the marker information. This marker data is supplied to the adder 43 via the switch 42 and is combined with the image from the first memory 6. The switch 42 opens and closes in accordance with a control signal from the controller 14, and connects the ROI marker generator 41 to the adder 43 when marker data based on the marker information is output from the ROI marker generator 41. The output of the adder 43 is supplied to the display 8.
[0034]
FIG. 7 is a block diagram showing the configuration of the contrast agent signal detector 10. An image in the region of interest (ROI) (hereinafter referred to as “ROI image”) is output from the second memory 9, and this ROI image is supplied to the subtractor 57 as it is, and the average value calculation unit 51 and the ROI frame average It is also supplied to the subtractor 57 via the value memory 56. The subtraction result of the subtractor 57 is supplied as a frame difference value, that is, a contrast agent signal to the cumulative addition calculation unit 60 and the frame difference value memory 63. Outputs of the cumulative addition calculation unit 60 and the frame difference value memory 63 are alternatively supplied to the contrast agent signal memory 11 and the graph calculation unit 12 via the switch 64. The average value calculation unit 51 is a means for calculating an average value of each pixel in a region of interest (ROI) of a predetermined number of frames, and includes an adder 52, an ROI frame memory 53, a switch 54, and a divider 55. The adder 52 adds the ROI image input from the second memory 9 and the added image input from the ROI frame memory 53 via the switch 54 for each pixel, and supplies the added image to the ROI frame memory 53. The switch 54 connects the ROI frame memory 53 to the adder 52 until the addition of the predetermined number of ROI images is completed, whereby the predetermined number of ROI images are added. This added image is divided by the divider 55 by the added number of frames and is subjected to averaging processing. Here, the averaging process is performed in order to reduce temporal fluctuations of the contrast agent signal and remove spike-like noise components. This average image is sent to the subtractor 57 via the ROI frame average value memory 56, the polarity is inverted by the −1 multiplier 57, and then the ROI image and pixels from the second memory 9 are added by the adder 59. It is added every time. Thereby, a contrast agent signal included in the ROI image is detected for each pixel, and a contrast agent image is generated. This contrast agent image is supplied to the cumulative addition calculation unit 60 and the frame difference value memory 63. The cumulative addition calculation unit 60 includes a frame difference value memory 63 that is feedback-connected to the adder 61, and cumulatively adds contrast agent images for each pixel. Outputs of the cumulative addition calculation unit 60 and the frame difference value memory 63 are alternatively read out by switching of the switch 64 and supplied to the contrast agent signal memory 11 and the graph calculation unit 12. The switching operation of the switch 64 is performed in accordance with a display switching instruction input from an input device (not shown) by the observer. The output of the contrast agent signal memory 11 is supplied to the display 8.
[0035]
FIG. 8 is a block diagram showing a configuration of the graph calculation unit 12. The output of the contrast agent signal detector 10 is supplied to the total value calculation unit 71. The total value calculation unit 71 is formed by feedback-connecting the first ROI pixel total value memory 73 to the adder 72 connected to the output of the contrast agent signal detector 10 via the switch 74, so that all pixels in the ROI The contrast agent signals are added to obtain a total value D.
[0036]
The max hold unit 75 detects the maximum value Dmax and the frame number FNmax from among the plurality of total values D sequentially output from the total value calculation unit 71, and temporarily stores them. The latest sum value D from the sum value calculation unit 71 is inverted in polarity via the switch 76 and the -1 multiplier 77 and sent to the adder 78 and the memory 79. In the adder 78, the latest total value D is added from the memory 79 via the −1 multiplier 80 to the past total value D whose polarity has been inverted again. The AND gate 81 logically determines the polarity of the output of the adder 78, that is, the magnitude relationship between the latest total value D and the past total value D, and outputs the determination result to the memory 79 as update control of the memory 79. The memory 79 stores the latest total value D instead of the past total value D when the latest total value D is larger than the past total value D according to the determination result. Therefore, the memory 79 always stores the maximum value Dmax among the plurality of sum values D supplied up to now. The determination result of the AND gate 81 is also supplied to the other memory 82, and the frame number FN stored in the memory 82 is updated according to the determination result, thereby corresponding to the maximum value Dmax stored in the memory 79. The frame number FNmax is stored. The memory 82 is supplied with the frame number FN corresponding to the latest total value D from the controller 14.
[0037]
The maximum value Dmax is supplied to the multiplier 83 of the threshold value generator 83. The multiplier 83 multiplies the maximum value Dmax by a threshold coefficient K (usually 1/2) supplied from the controller 14 and outputs a threshold value Dth. This threshold value Dth is sent to the time measuring unit 84.
[0038]
The time measurement unit 84 is provided with a second ROI pixel total value memory 85 that stores a plurality of continuous total values D output from the total value calculation unit 71. The second ROI pixel total value memory 85 outputs each total value D in order according to the input order. The output of the second ROI pixel sum value memory 85 is inverted in polarity via the -1 multiplier 86 and supplied to the adder 86, where it is added to the threshold value Dth. The addition result is sent to the AND gate 89, and the logic of the positive / negative is determined. As a result of this determination, when the total value D is larger than the threshold value Dth, the counter 90 is counted up one by one. The counter 90 performs counting separately before and after the frame number FNmax according to the control of the controller 14. As a result, the counter 90 counts the number of frames having a total value D greater than or equal to the threshold value Dth until reaching the frame having the maximum value Dmax, and the number of frames having the total value D greater than or equal to the threshold value Dth after the frame having the maximum value Dmax. And are counted. Each number of frames is multiplied by a frame 91 by the multiplier 91 at the time of ultrasonic transmission / reception supplied from the controller 14 and converted into real time. Inflow time tw0 indicating the time required for the contrast medium to flow into the ROI based on the former number of frames, and outflow time tw0 indicating the time required for the contrast medium to flow out of the ROI based on the latter number of frames. A total time of the inflow time tw and the outflow time tw0 is referred to as a half width time th. The inflow time tw, the outflow time tw0, and the half-value width time th are output to the graphic generator 93 via the measurement time memory 92.
[0039]
The graphic generator 77 sequentially inputs the total value D from the total value calculation unit 71 and gradually completes the time density curve while plotting points along the time axis according to the total value D. This time density curve is output to the display 13 every time it is plotted even if it is incomplete. Therefore, the time density curve gradually grows in real time on the display 13 and approaches the completion.
[0040]
Next, the operation of this embodiment will be described.
[0041]
First, the normal mode is activated. Under this normal mode, the first log compressor 4 is activated. The cross section of the subject P is repeatedly scanned by the ultrasonic beam from the probe 1 by the drive signal from the transmitter 2. The reflected wave is received by the probe 1, and the received signal is sequentially output to the first log compressor 4 via the receiver 3. As described above, the first log compressor 4 compresses the received signal using the parameter DR1 or DR2, and supplies the result to the first frame memory 6. Therefore, the received signal of the ecological tissue is optimally log-compressed with respect to the output range, and an image with good contrast is obtained. Under this normal mode, the switch 43 of the ROI marker adder 7 is set to the OFF state. Therefore, the image in the first frame memory 6 is displayed on the display 8 as it is, as shown in FIG.
[0042]
The operator can switch from the normal mode to the contrast agent mode at any timing. As described above, this switching is performed depending on the key operation of the keyboard at the contrast medium mode input unit 16 or the output of the switch that detects that the contrast medium injection device is activated. Note that even when the normal mode is switched to the contrast agent mode, the ultrasonic scanning is still continued in the same manner. Before and after the setting of the contrast agent mode, the switch 43 of the ROI marker adder 7 is set to the ON state. According to the marker data from the ROI marker generator 41, as shown in FIG. The ROI (broken line) is superimposed and displayed. This ROI is set at an arbitrary position by the operator. Under this contrast agent mode, the second log compressor 5 is activated instead of the first log compressor 4. As described above, the second log compressor 5 uses the DR3 larger than the parameter DR1 or DR2 of the first log compressor 4 to log-compress the received signal. Therefore, the dynamic range of the second log compressor 5 is wider than that of the first log compressor 4, whereby log compression can be performed without saturating a contrast agent signal having a signal level higher than that of the living tissue.
[0043]
The output of the second log compressor 5 is supplied to the second frame memory 5. Only the image in the ROI is selectively read out from the second frame memory 5 and supplied to the contrast agent signal detection unit 10. This ROI image is supplied to the subtractor 57 and the average value calculation unit 51 of the contrast agent signal detection unit 10. The switch 52 of the average value calculation unit 51 is connected to the adder 52 side until a predetermined number of frames of ROI images are input. Therefore, a predetermined number of ROI images including the ROI image of the latest frame are added to the ROI frame memory 53 for each pixel. An outline of this addition processing is shown in FIG. When this addition is completed, the switch 52 is connected to the divider 55 side, and the addition result is supplied to the divider 55. The divider 55 divides this added image by the number of added frames and uses it for averaging processing, thereby reducing temporal fluctuations in the contrast agent signal, removing spike-like noise components, and converting this average image to This is supplied to the subtractor 57 via the ROI frame average value memory 56. The subtracter 57 subtracts the average image from the ROI image of the latest frame. Each pixel of the ROI image before subtraction includes a biological tissue component and a contrast agent component. Since this biological tissue component does not change over time, subtracting the average image from the ROI image of the latest frame removes the biological tissue component and the contrast agent component up to the previous frame, and the amount of change in the contrast agent component with respect to the previous frame Is detected for each pixel, and a contrast agent image is generated. When attention is paid to a certain pixel of the contrast agent image, its value changes with time as shown in FIG. This contrast agent image is supplied to and stored in the frame difference value memory 63. The contrast agent image is also supplied to the cumulative addition calculation unit 60, and the contrast agent images sequentially supplied are sequentially cumulatively added for each pixel. When attention is paid to a certain pixel in the cumulative addition image obtained by this cumulative addition, its value changes with time as shown in FIG. That is, this cumulative addition result corresponds to the total amount of contrast agent present in the ROI. The frame difference value memory 63 and the cumulative addition calculation unit 60 are alternatively connected to the contrast agent signal memory 11 and the graph calculation unit 12 via the switch 64. Switching of the switch 64 is performed according to an operator instruction. Normally, the switch 64 is connected to the cumulative addition calculation unit 60. For each input of the contrast agent image, the cumulative addition calculation unit 60 outputs the cumulative addition images one after another. The accumulated addition image is displayed on the display 8 while being sequentially switched via the contrast agent signal memory 11. FIG. 12A to FIG. 12D are diagrams showing the display screen over time. An image (B mode image) is displayed in the left frame of each display screen, a cumulative addition image is displayed in the upper right frame of each display screen, and a time density curve is displayed in the lower right frame of each display screen. Since the cumulative addition image is output one after another every time the contrast agent image is input, the state of the inflow of the contrast agent is displayed in real time as shown in FIGS. 12 (a) to 12 (d).
[0044]
The cumulative addition image is sequentially sent to the graph calculation unit 12, and the total value D of all the pixels is sequentially obtained by the total value calculation unit 71. The total value D of each frame is sequentially supplied to the max hold unit 75, the time measurement unit 84, and the graphic generator 93. At this time, the switch 76 of the max hold unit 75 is set to the ON state, and the memory 79 sequentially updates and stores the larger sum total value D up to all frames. The maximum value Dmax is stored, and the frame number FNmax of the maximum value Dmax is stored in the memory 82. The second ROI pixel total value memory 85 of the time measuring unit 84 stores all the total values D up to the current latest frame. The graphic generator 93 gradually creates a time density curve in real time based on the sum value D supplied one after another. The time density curve being created is supplied to the display 8 through the graph information memory 13 at each time, and as shown in FIGS. 12 (a) to 12 (d), the inflow of the contrast agent together with the cumulative addition image. The time density curve is displayed while gradually growing in real time.
[0045]
When the operator determines that the time density curve is in the state shown in FIG. 13A, for example, and indicates that the contrast agent has sufficiently flowed out of the ROI, for example, when the operator designates a freeze button of an input device (not shown), Measurement of various times is started. At this time, the switch 76 of the max hold unit 75 is set to the OFF state, and the total value D of the new frame is not input to the max hold unit 75. Accordingly, the memory 79 stores the maximum value Dmax of the total sum D of all frames before the start of time measurement, and the memory 82 stores the frame number FNmax of the maximum value Dmax.
[0046]
The maximum value Dmax is multiplied by a coefficient K (1/2) from the controller 14 in the threshold value generator 83, thereby generating a threshold value Dth. This threshold value Dth is supplied to the adder 87 of the time measuring unit 84. All the sum values D up to the current latest frame stored in the second ROI pixel sum value memory 85 of the time measuring unit 84 are supplied to the adder 87 via the -1 multiplier 86 in order from the past. And the threshold value Dth. Whether the addition result is positive or negative is determined by the AND gate 89, and when it is negative, that is, when the total value D is larger than the threshold value Dth, the count value of the counter 90 is incremented each time. Here, the counter 90 is supplied with the frame number FNmax stored in the memory 82 from the controller 14, and the count is separately executed before and after the frame number FNmax. As a result, the number of frames having a total value D greater than or equal to the threshold value Dth until reaching the frame having the maximum value Dmax (hereinafter referred to as the “number of incoming frames”), and the total value not less than the threshold value Dth after the frame having the maximum value Dmax. The number of frames having D (hereinafter referred to as “outflow frame number”) is counted.
[0047]
Each number of frames is multiplied by a frame 91 by the multiplier 91 at the time of ultrasonic transmission / reception supplied from the controller 14 and converted into real time. Therefore, as shown in FIG. 14, the inflow time tw, the outflow time tw0, and the half-value width time th that is the total time of the inflow time tw and the outflow time tw0 are measured. The inflow time twi, the outflow time tw0, and the half-value width time th are displayed on the display unit 13 through the measurement time memory 92 and the graphic generator 93 as shown in FIG.
[0048]
As described above, according to the present embodiment, a time-dependent change curve of the inflow / outflow amount of the contrast agent into the region of interest (ROI), that is, a time density curve can be created in real time, and the region of interest (ROI) of the contrast agent. Time information of inflow, outflow time, half-width time can be measured.
[0049]
Further, in this embodiment, by using two log compressors having different dynamic ranges and selectively using them in the normal mode and the contrast agent mode, good contrast can be obtained in the normal mode. In contrast agent mode, log compression can be performed without saturating the contrast agent signal.
[0050]
In the above-described embodiment, two log compressors having different dynamic ranges are used. However, the dynamic range may be switched between the normal mode and the contrast agent mode by using one log compressor. In this case, as shown in FIG. 15, the output of the log compressor 17 operable in at least two kinds of dynamic ranges is sent to the first frame memory 6 and the second frame memory 9 via the switch 18. A switching signal generator 19 is provided so as to selectively supply the dynamic range of the log compressor 17 and the switching of the switch 18 in the normal mode and the contrast agent mode under the control of the controller 14. Can be realized.
[0051]
FIG. 16 shows the configuration of the third embodiment of the present invention. In this embodiment, when the contrast agent mode is set, the received signal does not pass through the second log compressor 5 by the switch 5A, and the second frame memory 9, the contrast agent signal detection unit 10, the contrast agent signal memory. 11, when supplied to the graph calculation unit 12 and the graph information memory 13, passes through the second log compressor 5, passes through the second frame memory 9, the contrast agent signal detection unit 10, the contrast agent signal memory 11, and the graph calculation unit 12. And the case of being supplied to the graph information memory 13 are realized. In this configuration, the temporal change curve of the image data in the region of interest in the ultrasonic image in which the dynamic range is not adjusted and the temporal change curve of the image data in the region of interest in the ultrasonic image in which the dynamic range is adjusted are appropriately set. Can be obtained.
[0052]
A fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In the fourth embodiment, a plurality of regions of interest ROI are set in one ultrasound image, and a time density curve is created for each ROI from the scattering intensity in each ROI. A quantity (clinical data) is extracted by calculation, and the clinical data is displayed. In this example, it is necessary to examine the correlation of the time density curve for each ROI. And it is necessary to quantify what kind of response the diagnostic object such as a tumor shows to the blood flow. As shown in FIG. 17, an ultrasonic image 400 is displayed on the screen 8A. In the image 400, an inflow path 401, an outflow path 402, and a diagnosis target 403 exist. An area corresponding to the inflow path 401 is defined as ROI1, and an area corresponding to the outflow path 402 is defined as ROI2. As shown in the right graph, the scattering intensity curve of each ROI1, ROI2 can be easily obtained by the above-described embodiment.
[0053]
Here, the system model shown in FIG. 18 is assumed. Here, the Fourier transform of the step function s (t) is S (ω), and the inverse Fourier transform of S (ω) is s (t). The Fourier transform of the input function i (t) is I (ω), and the inverse Fourier transform of I (ω) is i (t). The Fourier transform of the output function o (t) is O (ω), and the inverse Fourier transform of O (ω) is o (t). The Fourier transform of the response function h (t) is H (ω), and the inverse Fourier transform of H (ω) is h (t).
[0054]
H (ω) obtained by Fourier transforming the response function h (t) to be obtained is as follows.
[0055]
H (ω) = S (ω) · (O (ω) / I (ω))
Examples of the feature amount include a time tp at which h (t) is maximum and a half width time t1 / 2 of h (t).
[0056]
A specific calculation block of the system model described above is shown in FIG. The system shown in FIG. 19 includes a Fourier transform unit 301, an S (ω) memory 302, registers 303 to 305 and 307 to 309, an h (t) calculation unit 306, switches 310 to 312, and an addition unit 313. And a controller 14 ′ that also serves as the controller 14 described above. This system may be either a hardware configuration or a software configuration.
[0057]
In addition, referring to the above equation, the h (t) calculation unit 306 performs zero divide processing on I (ω), obtains H (ω), and performs inverse Fourier transform on this H (ω). h (t) is obtained.
[0058]
i (t) and o (t) are respectively input to the Fourier transform unit after the creation of the time density curve. FIG. 20 is a display example of h (t). Next, fourth and fifth embodiments will be described.
[0059]
The present embodiment solves the problem that beat noise occurs in each image due to the influence of each other's ultrasonic waves in simultaneous observation of two distant parts, for example, two parts of the carotid artery and the internal vein.
[0060]
The fourth and fifth embodiments may be configured as shown in FIG. 21 or FIG. Each configuration includes at least two probes 101 and 102 having the same configuration. Each probe 101, 102 is formed by arranging a plurality of transducers in one dimension.
[0061]
In the case of FIG. 21, two transmission / reception circuits 103 and 104, B-mode processing systems 105 and 106, color flow mapping (CFM) processing systems 107 and 108, and display systems 109 and 110 are provided for each probe 101 and 102, respectively. The monitor 111 is connected to both display systems 109 and 110. In addition, the transmission / reception driving of the probes 101 and 102 by the transmission / reception circuits 103 and 104 is performed simultaneously or every frame or every raster (scanning line) so that beat noise does not occur in each image due to the influence of mutual ultrasonic waves. A control circuit 112 that performs control so as to be divided is provided. The B-mode processing systems 105 and 106 have the same configuration as that shown in FIG. 3, and can generate a B-mode image, create a time density curve, and measure various times.
[0062]
The B-mode processing systems 105 and 106 have the same configuration as shown in FIG. 3, that is, two log compressors having different dynamic ranges are connected to the output of the transmission / reception circuit, and the output of the transmission / reception circuits 103 and 104 Are subjected to log compression, and the result is output as luminance information to the display systems 109 and 110 via the ROI marker adder.
[0063]
A first frame memory is connected to the output of the first log compressor. The output of the second log compressor is sent to the contrast agent signal detection unit for extracting the contrast agent component via the second frame memory. This contrast agent signal is supplied to the display systems 109 and 110 via a two-dimensional contrast agent signal memory. This contrast agent signal is also supplied to the graph calculation unit. The graph calculation unit creates a time density curve using the contrast agent signal, and measures various time information such as inflow and outflow times. The output of the graph calculation unit is supplied to the display systems 109 and 110 via a two-dimensional graph information memory.
[0064]
The color flow mapping processing systems 107 and 108 include a phase detection circuit, an A / D converter, an MTI (Moving-Target-Indicator) filter, an autocorrelator, and a calculation unit (not shown). The phase detection circuit receives a reception signal from the reception system 5, performs quadrature detection on the reception signal, removes a high frequency component by a low-pass filter (not shown), and performs a Doppler shift signal, that is, a Doppler signal for a blood flow image. Get detection output. In addition to blood flow information, the Doppler detection output includes unnecessary reflected signals (clutter components) from slowly moving objects such as the heart wall. Therefore, the Doppler detection output is converted into a digital signal by the A / D converter and passed through the MTI filter.
[0065]
Here, MTI is a technique used in radar and is an abbreviation for Moving-Target-Indicator as described above, and is a method of detecting only a moving target using the Doppler effect. Therefore, the MTI filter detects the movement of the blood flow by the phase change between the same pixels in the rate pulse repeatedly transmitted a predetermined number of times, and removes the clutter component. The autocorrelator performs real-time frequency analysis of the signal from which the clutter component is removed for each two-dimensional multipoint. The number of operations in frequency analysis by the autocorrelator is much smaller than the number of operations in the FFT (Fast Fourier Transform) method, and thus real-time processing is possible. The calculation unit receives the output of the autocorrelator, and has an average speed calculation unit, a dispersion calculation unit, and a power calculation unit. In this calculation unit, the average speed calculation unit calculates the average Doppler shift frequency fd, the dispersion calculation unit calculates the variance σ2, and the power calculation unit calculates the power P.
[0066]
In the case of FIG. 22, the probes 101 and 102 can be selectively connected to the transmitter / receiver circuit 114 by connecting one transmitter / receiver circuit 114 to the at least two probes 101 and 102 via the switch (MUX) 113. Like that. A B-mode processing system 115 and a color flow mapping (CFM) processing system 116 are connected in parallel to the output of the transmission / reception circuit 114. The outputs of the B-mode processing system 115 and the color flow mapping processing system 116 are displayed on the monitor 118 via one display system 117. By the switching operation of the switch 113, the probes 101 and 102 are alternately driven in a time division manner for each frame or raster by the transmission / reception circuit 114. At the same time, when such an apparatus is actually used, as shown in FIG. 23, one probe 101 is installed in, for example, the carotid artery, and the other probe 102 is installed in, for example, the portal vein separated from the probe 101.
[0067]
After injecting the contrast medium from the contrast medium injection device 120 into the subject P, the two probes 101 and 102 are transmitted from each other probe in synchronization with each other or by time-division transmission / reception for each frame or raster. Both images can be displayed simultaneously, as shown in FIG. 24, without being affected by the applied ultrasonic waves, and thus without generating beat noise in each image.
[0068]
In the case of the configuration shown in FIG. 22, the two probes 101 and 102 are driven by the same transmission / reception circuit 114, and B-mode images and color flow mapping images are obtained by the same processing system. Differences in standard signal levels due to differences in characteristics, etc. are eliminated, so that comparison between both images can be performed under the same conditions.
[0069]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to provide various types of information such as changes in the amount of contrast medium flowing into and out of the region of interest in real time, or two separate images of the influence of the other ultrasound. Therefore, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can collect in real time while suppressing generation of beat noise.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a first embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of a second embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of a third embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
4 is a diagram showing an example of a contrast medium mode input unit in FIG. 3;
FIG. 5 is a diagram showing a dynamic range of the log compressor of FIG. 3;
6 is a block diagram showing a configuration of the ROI marker adder of FIG. 3;
7 is a block diagram showing a configuration of a contrast agent signal detection unit in FIG. 3;
8 is a block diagram showing a configuration of a graph calculation unit in FIG. 3;
FIG. 9 is a diagram showing a screen before and after adding an ROI marker to an image.
10 is a diagram for explaining average value calculation processing by an average value calculation unit in FIG. 7; FIG.
11 is a diagram illustrating two types of signals, that is, a change amount of a contrast medium signal between frames output from the contrast medium signal detection unit of FIG. 3 and an accumulated value thereof.
FIG. 12 is a diagram showing a change of a display screen until time measurement is started.
FIG. 13 is a view showing a display position of a completed time density curve and measurement time.
14 is a diagram showing various times measured by the time measuring unit in FIG. 8. FIG.
FIG. 15 is a block diagram showing a configuration of a modification of the third embodiment.
FIG. 16 is a block diagram showing the configuration of another modification of the third embodiment.
FIG. 17 is a diagram showing the principle in the fourth embodiment.
FIG. 18 is a diagram showing a system model of the fourth embodiment.
FIG. 19 is a block diagram showing the configuration of the fourth embodiment.
FIG. 20 is a view showing a display example in the fourth embodiment.
FIG. 21 is a block diagram showing the configuration of the fifth embodiment.
FIG. 22 is a block diagram showing another configuration of the fifth embodiment.
FIG. 23 is a diagram illustrating a state in which two probes are installed on a subject.
FIG. 24 is a diagram showing a display screen.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic probe, 2 ... Transmission system, 3 ... Reception system, 4 ... 1st log compressor, 5 ... 2nd log compressor, 6 ... 1st frame memory, 7 ... ROI mer adder, 8 ... Display , 9 ... 2nd frame memory, 10 ... Contrast agent signal detection unit, 11 ... Contrast agent signal memory, 12 ... Graph calculation unit, 13 ... Graph information memory, 14 ... Controller, 15 ... Bus line, 16 ... Contrast agent mode Input unit 200... Transmission unit 201. Reception unit 202 202 Signal processing unit 203 207 Conversion unit 204 Display unit 205 Control unit 206 Setting unit

Claims

A plurality of ultrasonic probes for transmitting ultrasonic waves to subjects to which contrast agents are respectively administered at different positions and receiving echo signals relating to different cross sections;
Transmission / reception means for driving transmission / reception of the plurality of ultrasonic probes, and acquiring ultrasonic images based on echo signals received by the ultrasonic probes;
Switching means for switching the combination of connection between each of the plurality of ultrasonic probes and the transmission / reception means in a time-sharing manner so that a plurality of ultrasonic images corresponding to each of the different cross sections is generated;
Setting means for setting a region of interest in each ultrasound image corresponding to each of the different cross sections;
A calculating means for calculating a time-dependent change curve of the inflow and outflow of the contrast agent to and from the set region of interest for each ultrasonic image corresponding to each of the different cross sections;
Display means for simultaneously displaying the temporal change curve for each ultrasonic image corresponding to each of the different cross sections;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

The switching means is configured to time-divide a combination of connections between the ultrasonic probes of the plurality of ultrasonic probes and the transmission / reception means for each ultrasonic transmission / reception for one frame or for each ultrasonic transmission / reception for one scanning line in one frame. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein switching is performed.

A plurality of ultrasonic probes for transmitting ultrasonic waves to subjects to which contrast agents are respectively administered at different positions and receiving echo signals relating to different cross sections;
A plurality of transmission / reception units provided corresponding to each of the plurality of ultrasonic probes, transmitting / receiving driving the corresponding ultrasonic probes, and acquiring ultrasonic images based on echo signals received by the corresponding ultrasonic probes Means,
Control means for operating the plurality of transmission / reception means in a time-sharing manner to drive transmission / reception of any one of the plurality of ultrasonic probes;
Setting means for setting a region of interest in each ultrasound image corresponding to each of the different cross sections;
A time-dependent change curve of the inflow and outflow of the contrast agent to and from the set region of interest is provided corresponding to each of the plurality of transmission / reception means, using an ultrasonic image acquired by the corresponding transmission / reception means A plurality of calculating means for calculating;
Display means for simultaneously displaying the temporal change curve for each ultrasonic image corresponding to each of different cross sections calculated by the plurality of calculation means;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

The control means is configured to time-divide a combination of connections between the ultrasonic probes of the plurality of ultrasonic probes and the transmission / reception means for each ultrasonic transmission / reception for one frame or for each ultrasonic transmission / reception for one scanning line in one frame. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the transmission / reception means is selectively operated so as to be switched.

An ultrasonic probe for performing ultrasonic transmission to a subject to which a contrast medium has been administered and receiving echo signals relating to different cross sections;
Transmission / reception means for driving transmission / reception of the ultrasonic probe and acquiring an ultrasonic image based on an echo signal received by the ultrasonic probe;
Setting means for setting a plurality of regions of interest on the acquired ultrasound image;
Calculating means for calculating, for each region of interest, a temporal change curve of the inflow and outflow of the contrast agent to each of the plurality of regions of interest set;
Display means for simultaneously displaying the acquired ultrasound image and the calculated temporal change curve for each region of interest calculated;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 6, further comprising means for calculating information indicating a correlation between the plurality of temporal change curves and providing the information to the display means.