JP3702187B2 - The ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents

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JP3702187B2 JP2001028739A JP2001028739A JP3702187B2 JP 3702187 B2 JP3702187 B2 JP 3702187B2 JP 2001028739 A JP2001028739 A JP 2001028739A JP 2001028739 A JP2001028739 A JP 2001028739A JP 3702187 B2 JP3702187 B2 JP 3702187B2
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祐司 近藤
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アロカ株式会社
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Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は超音波診断装置に関し、特に超音波コントラスト剤を画像化する装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, particularly to an apparatus for imaging an ultrasound contrast agent.
【0002】 [0002]
【従来の技術及びその課題】 BACKGROUND OF THE INVENTION
近年、超音波コントラスト剤が注入された生体に対して超音波を送受波して超音波画像を形成するコントラスト映像化法が実用化されている。 Recently, the contrast imaging method ultrasound contrast agent forms ultrasound transmitting and receiving wave to the ultrasound image with respect to the implanted living body have been put into practical use. 超音波コントラスト剤からの反射波は、単なる血流からの反射波に比べて大きく、またその反射波には歪み成分が含まれることが知られている。 Reflected wave from the ultrasonic contrast agent is greater than the reflected wave from the mere bloodstream, also is known to contain distortion components in the reflected wave. よって、反射波に含まれる基本波あるいは高調波を画像化すれば、精度良く血流を画像化できる。 Therefore, if imaging the fundamental or harmonics of the reflected wave, can be imaged accurately bloodstream. ここで、超音波コントラスト剤は、例えば、多数のマイクロバブル(微小気泡カプセル)で構成され、それは、一般に、ある程度の強度の超音波を照射すると、自己破壊して消失する性質を有している。 Here, ultrasonic contrast agents, for example, a large number of microbubbles (very small bubbles capsules), it is generally is irradiated with ultrasonic waves of a certain degree of strength, it has a property to disappear by self-destruction .
【0003】 [0003]
超音波コントラスト剤を生体に注入すると、その超音波コントラスト剤は生体内の様々な血流部位に展開する。 When injecting the ultrasound contrast agent to a living body, the ultrasound contrast agent is deployed to a variety of blood flow in vivo location. よって、ある局所的な診断部位において、最初に存在していた超音波コントラスト剤が超音波の照射によって破壊消失しても、そこには時間経過とともに、後続の超音波コントラスト剤が充満する。 Thus, in certain localized diagnosis region, ultrasound contrast agent initially existed even disappeared destroyed by irradiation with ultrasonic waves, there are over time, subsequent ultrasound contrast agent filled.
【0004】 [0004]
従来の第1手法では、超音波コントラスト剤を生体へ注入する前に超音波を送受波して形成された画像と、超音波コントラスト剤を生体へ注入した後に超音波を送受波して形成された画像とが比較される。 In the conventional first method, the image of the ultrasound contrast agent which is formed by transmitting and receiving ultrasonic waves before injecting into a living body, the ultrasonic waves are formed by transmitting and receiving waves after injection of ultrasound contrast agent into a living body and the images are compared. 従来の第2手法では、超音波コントラスト剤を生体に注入した後に超音波を送受波して形成された画像と、その直後に超音波コントラスト剤の消失状態で超音波を送受波して形成された画像とが比較される。 In the second conventional technique, the ultrasonic image contrast agent formed ultrasound after injection into a living body by transmitting and receiving waves, ultrasonic waves are formed by transmitting and receiving waves lost state of the ultrasound contrast agent immediately thereafter and the images are compared.
【0005】 [0005]
いずれにしても、上記従来の手法では、超音波コントラスト剤の充満状態と不存在状態の2つの状態しか利用されない。 Anyway, in the conventional method, only two states of charging status and absence state of the ultrasound contrast agent is not utilized. すなわち、超音波コントラスト剤が破壊消失した後の局所部位における超音波コントラスト剤の過渡的な挙動を観察することは行われていない。 In other words, it is observing the transient behavior of the ultrasound contrast agent in the local region after the ultrasound contrast agent was destroyed disappearance is not performed.
【0006】 [0006]
その一方、例えば毛細管の密集が認められる癌組織について、その部位を流れる血流の血流量を計測することは、当該癌組織の性状を診断する上で重要である。 Meanwhile, for example dense capillary is observed cancer tissue, measuring the blood flow of blood flowing through the site, it is important in diagnosing the nature of the cancerous tissue. しかしながら、従来の超音波診断装置において、そのような血流量を計測することは困難であり、このことは上記の超音波コントラスト剤を利用した従来手法でも同様であった。 However, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, it is difficult to measure such blood flow, which was also in the conventional method using the above-described ultrasound contrast agents.
【0007】 [0007]
本発明は、上記従来の課題に鑑みなされたものであり、超音波コントラスト剤の過渡的な挙動を観察できる超音波診断装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above problems, it is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of observing the transient behavior of the ultrasound contrast agent.
【0008】 [0008]
本発明の他の目的は、血流量を反映させた画像を形成できる超音波診断装置を提供することにある。 Another object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of forming an image which reflects the blood flow.
【0009】 [0009]
本発明の他の目的は、超音波コントラスト剤の破壊消失後の充満速度が反映された画像を形成できる超音波診断装置を提供することにある。 Another object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of forming an image filling rate after fracture disappearance of ultrasound contrast agents is reflected.
【0010】 [0010]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
(1)上記目的を達成するために、本発明は、破壊消失性をもった超音波コントラスト剤が注入された生体に対し、超音波の送受波を行う超音波診断装置において、生体の診断部位に対して超音波の送受波を行い、エコーデータを出力する送受波手段と、前記送受波手段を制御する手段であって、初期送信時に送信強度を強に設定し、前記初期送信以降の各観測送信時に送信強度を弱に設定し、それらの観測送信を所定間隔で間欠的に繰り返し実行させる送受波制御手段と、前記各観測送信ごとに得られるエコーデータに基づいて、前記診断部位における超音波コントラスト剤の時間的な濃度変化を反映させた血流画像を形成する血流画像形成手段と、を含み、前記血流画像形成手段は、前記各観測送信ごとに得られるエコーデータとしての (1) To achieve the above object, the present invention is to living body ultrasound contrast agent has been injected with a fracture fugitive, the ultrasonic diagnostic apparatus for transmitting and receiving ultrasonic waves, diagnostic portion of the subject It performs the transmission and reception of the ultrasonic waves with respect to the transducing means for outputting echo data, and means for controlling said transducing means, sets the transmission strength to the strength at the time of initial transmission, each of the initial transmission after observing the transmit power is set to a weak at the time of transmission, and their observations sent intermittently repeated at predetermined intervals transducing control means for executing, based on the echo data obtained for each of the respective observation transmission, ultra in the diagnosis region seen including a blood flow image forming means for forming a blood flow image which reflects the temporal concentration variation of acoustic contrast agents, wherein the blood flow image forming means, wherein as the echo data obtained for each observation transmission 像データ、又は、前記各観測送信間でエコーデータとしての画像データの差分を演算して得られる差分画像データ、をフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成することを特徴とする。 Image data, or that the difference image data obtained by calculating the difference between the image data of the echo data, the sequentially integrated for each frame between each observation transmission are sequentially formed accumulated image as the blood flow image the features.
【0011】 [0011]
上記構成によれば、比較的大きな送信強度をもって超音波の初期送信が実行されると、診断部位に存在する超音波コントラスト剤の多くが超音波を受けて破壊消失する。 According to the above configuration, the ultrasound initial transmission with a relatively large transmit power is executed, a number of ultrasound contrast agent present in the diagnostic site is lost destroy receiving ultrasound. その直後から、診断部位への超音波コントラスト剤の流入が生じるが、そのような中で、小さな送信強度をもって一定間隔で超音波の観測送信が繰り返し実行されると、診断部位への超音波コントラスト剤の流入と並行して、超音波コントラスト剤の一部分の破壊消失が断続的に生じ、その過程の中で、破壊消失を生じない超音波コントラスト剤の残留量が徐々に増大し、すなわち診断部位における超音波コントラスト剤の濃度が次第に増大する。 As immediately after, but the inflow of the ultrasound contrast agent to the diagnosis site occurs within such, the ultrasound observation transmission is repeated at regular intervals with a small transmission intensity ultrasound contrast a diagnosis region in parallel with the inflow of material, breaking the loss of a portion of the ultrasound contrast agent occurs intermittently, in the process, the residual amount of the ultrasonic contrast agent that does not cause destruction loss gradually increases, i.e. diagnostic region the concentration of the ultrasound contrast agent is increased gradually in. そして、最終的には、平衡状態(一定時間内における超音波コントラスト剤の流入量と破壊消失量とがつり合った状態)となる。 And finally, the equilibrium state (in which the inflow and fracture disappearance of ultrasound contrast agent within a given time period are balanced).
【0012】 [0012]
以上のような超音波コントラスト剤の濃度の過渡的な変動現象は、初期送信後の観測送信の繰り返し間隔、各観測送信の送信強度、診断部位の深さ、超音波コントラスト剤の構造などに依存し、特筆すべきは、血流量に依存するということである。 The transitional variation phenomenon of concentration of ultrasonic contrast agents as described above, depending repetition interval after the initial transmission observed transmission, transmission strength of each observation transmission, the depth of the diagnosis region, such as the structure of the ultrasound contrast agent and, noteworthy is that depends on the blood flow. つまり、血流量以外の諸条件が同一である場合、血流量が多いほど単位時間当たりに運ばれてくる超音波コントラスト剤の量も多くなるため、初期送信後において、診断部位における超音波コントラスト剤の濃度上昇率(勾配)は大きくなる。 That is, when conditions other than the blood flow is the same, since the many amounts of ultrasound contrast agents come transported per unit as the blood flow rate is high time, after the initial transmission, ultrasound contrast agents in diagnostic region concentration increase rate (gradient) becomes larger. 逆に、血流量が少なければ単位時間当たりに運ばれてくる超音波コントラスト剤の量が少なくなるので、初期送信後に、診断部位における超音波コントラスト剤の濃度上昇率(勾配)は小さくなる。 Conversely, the amount of ultrasound contrast agents come transported per unit time The less blood flow is reduced, after the initial transmission, the concentration increase rate of the ultrasound contrast agent in the diagnostic region (gradient) becomes smaller. よって、そのような過程を積算画像として表現すれば、その表示態様の動的な変化の様子から血流量の大小を認識できる。 Therefore, if express such processes as the integrated image can recognize the magnitude of the blood flow from the state of the dynamic change of the display mode. ちなみに、血流量が多ければ多いほど破壊される超音波コントラスト剤の量が多くなり、反射波の強度(及び感度)が大きくなると考えられる。 Incidentally, the more the amount of ultrasound contrast agents are destroyed the more blood flow, is believed the strength of the reflected wave (and sensitivity) is increased.
【0013】 [0013]
上記の過渡的な濃度変化を間欠的に計測するため、本発明においては、初期送信よりも弱い強度(つまり、超音波コントラスト剤の破壊消失があってもそれがあまり多くない程度の強度)をもった超音波の観測送信が繰り返される。 To intermittently measure the transient change in concentration of the, in the present invention, the initial transmission weaker strength than (i.e., strength enough it even destruction loss of ultrasound contrast agent is not too much) observation transmission ultrasound having to repeat. つまり、初期送信は破壊を目的とした送信であり、その後の観測送信は観察を目的とした送信である。 That is, initial transmission is sent for the purpose of destroying, subsequent observations transmission is a transmission for the purpose of observation.
【0014】 [0014]
なお、画像を形成する場合、反射波中の基本波を利用してもよいし、反射波中の高調波を利用してもよい。 In the case of forming an image, may utilize a fundamental wave in the reflected wave, it may be utilized harmonics in the reflected waves. また、超音波コントラスト剤の注入は、少なくとも超音波の送受波を行っている期間において、診断部位に超音波コントラスト剤が通過するように、継続的に行われるのが望ましい。 Also, injection of an ultrasound contrast agent, in a period in which performing at least ultrasonic transmitter of, as ultrasound contrast agents in diagnostic region passes is desirable performed continuously.
【0015】 [0015]
(2)望ましくは、前記初期送信時には前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤が実質的に全部破壊される送信強度が設定され、前記初期送信以降の各観測送信時には前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤が一部しか破壊されない送信強度が設定される。 (2) Preferably, ultrasonic ultrasound contrast agent wherein at the time of initial transmission existing in the diagnosis region is set transmitted intensity is substantially destroyed entirely, at the time of each observation transmission of the initial transmission after existing in the diagnostic region transmission intensity ultrasound contrast agent are not destroyed only partially is set.
【0016】 [0016]
上記構成によれば、初期送信により低濃度状態が形成され、その後の各観測送信によって超音波コントラスト剤の濃度変化が観察される。 According to the above configuration, the low concentration state is formed by the initial transmission, changes in the concentration of ultrasound contrast agent is observed by each subsequent observation transmission. ここで、各種計測条件に応じて、初期送信時の送信強度及びそれ以降の各観測送信時の送信強度を可変設定できるようにしてもよい。 Here, in accordance with various measurement conditions, the transmit power during each observation transmission of the transmission strength and later during the initial transmission may be variably set.
【0017】 [0017]
望ましくは、前記所定間隔は、前記初期送信後の各観測送信の繰り返しにより、前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤の濃度の段階的な上昇を許容する時間に設定される。 Preferably, the predetermined interval is a repetition of each observation transmission after the initial transmission, is set to a time to allow a gradual increase in the concentration of ultrasound contrast agent present in the diagnostic region. 所定間隔は、各種の計測条件に応じて可変設定できるようにするのが望ましい。 Predetermined interval, it is desirable to be able to variably set in accordance with various measurement conditions.
【0018】 [0018]
望ましくは、前記血流画像形成手段は、前記各観測送信ごとに得られるエコーデータとしての画像データフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段と、前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、を含む。 Preferably, the blood flow image forming means includes integrating means for the image data as an echo data obtained for each observation transmitted sequentially accumulated for each frame are sequentially formed accumulated image as the blood flow image, the based on the change in concentration of ultrasound contrast agents in the diagnostic region, including, an end determining means for determining the integrated termination.
【0019】 [0019]
望ましくは、前記血流画像形成手段は、前記各観測送信間でエコーデータとしての画像データの差分を演算して差分画像データを形成する差分演算手段と、前記差分画像データフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段と、前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、を含む。 Preferably, the blood flow image forming means, wherein the difference calculating means for forming a difference image data by calculating the difference between the image data, the difference image data sequentially accumulated for each frame as echo data between each observation transmission and includes integrating means for sequentially forming the accumulated image as the blood flow image, based on the change in concentration of an ultrasound contrast agent in the diagnosis region, and termination determining means for determining an integration completion, the.
【0020】 [0020]
終了判定がなされるまで、診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化に連動して、積算画像の内容は段階的に変容する。 End until the determination is made, in conjunction with the concentration change of the ultrasound contrast agent in the diagnostic region, the contents of the accumulated image stepwise transformation. 濃度勾配が大きければ、終了判定が速くなり、積算画像の内容変化の速度も大きい。 The greater the concentration gradient, termination determination is faster, the speed of the content changes in the accumulated image is also large. 一方、濃度勾配が小さければ、終了判定が遅くなり、積算画像の内容変化の速度も小さい。 On the other hand, the smaller the concentration gradient, termination determination is slow, the rate of the content changes in the accumulated image is small. よって、そのような画像内容の動的変化によって血流量を直感的に理解できる。 Therefore, intuitive understanding of the blood flow by dynamic changes in such image content. 積算画像を形成すれば、雑音を除去して画質を高められる。 By forming the accumulated image, enhanced image quality by removing noise. その場合に、差分画像を積算すれば、差分演算の段階で超音波コントラスト剤が存在しない部位のデータが除去されるため、より血流を鮮明に画像化できる。 In that case, if the accumulated difference image, the data of the portion having no ultrasound contrast agent at the stage of difference calculation is removed, it can be clearly imaged more blood flow. また、差分画像を積算すれば、通常の積算においてオーバーフローや飽和が生じるような場合に対処できる。 Further, if integrated difference image can be addressed when overflow or as saturation occurs in normal integration.
【0021】 [0021]
もちろん、適応的な終了判定を行うことなく、積算時間を一定時間に固定的に設定するようにしてもよい。 Of course, without performing adaptive termination determination, it may be set fixedly integration time constant period. その構成によれば、完成した積算画像から、各部分の血流量を絶対的に評価することも可能となる。 According to that configuration, the finished integrated image, it is possible to the blood flow of each part is absolutely evaluated.
【0022】 [0022]
望ましくは、前記積算終了時点の積算画像を対数変換することにより前記血流画像を形成する対数変換手段を含む。 Desirably includes a logarithmic conversion means for forming the blood flow image by logarithmically converting the integrated image of the integrated end. この構成によれば、人間の視覚特性に合わせた輝度画像としての積算画像を形成できる。 According to this configuration, it is possible to form an integrated image of the combined intensity images to human visual characteristics. 検波後のLOG圧縮されたエコーデータにおいては、微弱な変化が圧縮処理によって失われがちであるため、LOG圧縮は積算画像の形成後に行うのが望ましい。 In LOG compressed echo data after detection, because weak variation tends lost by the compression process, LOG compression is preferably performed after the formation of the integrated image.
【0023】 [0023]
なお、初期送信から終了判定までの一連のシーケンスを自動的に繰り返し行うようにすれば、血流量を反映させた積算画像の形成が繰り返し行われ、診断の便宜を図ることができる。 Incidentally, if a set of sequences to the end determination from the initial transmission to perform automatic repeat, is repeated formation of integrated image that reflects the blood flow can be the convenience of diagnosis.
【0024】 [0024]
(3)図3を用いて上記原理について説明する。 (3) will be described the principle with reference to FIG. (A)には超音波コントラスト剤の濃度変化が波形として示されている。 In (A) is shown as changes in the concentration of ultrasound contrast agents waveform. 符号60は高流量の場合を示し、符号62は低流量の場合を示している。 Reference numeral 60 represents a case of the high flow rate, reference numeral 62 shows the case of low flow. (B)には、一定間隔Tでの超音波の間欠的な送信タイミングが示され、最初の送信時においては強い送信強度が設定され、それ以降の各送信時においては弱い送信強度が設定される。 The (B), is shown an ultrasonic intermittent transmission timing at regular intervals T, is set stronger transmission strength at the time of initial transmission, weak transmission strength is set at the time of each subsequent transmission that.
【0025】 [0025]
上記のように、大きな送信強度で初期送信が行われると、超音波が送信された診断部位内の超音波コントラスト剤が自己破壊を生じて消失する。 As described above, when the initial transmission at large transmission intensity is performed, ultrasound contrast agents in the diagnosis region which the ultrasonic waves are transmitted is lost caused to self-destruction. その後、診断部位には流速ないし流量に従って超音波コントラスト剤が流入してくる。 Thereafter, ultrasound contrast agent comes to flow in accordance with the flow velocity or flow rate in the diagnostic region. しかし、弱い強度での超音波の送信が断続的に行われるため、流入してくる超音波コントラスト剤の一部が超音波によって破壊消失する。 However, since the transmission of the ultrasonic wave in the low intensity is intermittently performed, a portion of the inlet and the incoming ultrasonic contrast agent disappears destroyed by ultrasound. つまり、2回目以降の送信は弱い超音波を用いているため、超音波コントラスト剤の破壊消失は部分的に生じる。 That is, since the transmission of the second and subsequent uses a weak ultrasonic destruction disappearance of ultrasound contrast agents is partially caused. よって、(A)に示すように、コントラスト剤の濃度は、時間経過に伴って階段状の特性を有し、全体としては右肩上がりの勾配傾向をもつ。 Therefore, (A), the concentration of the contrast agent has a step-like characteristics over time, as a whole with a gradient tendency soaring.
【0026】 [0026]
その勾配は流量に依存しており、高流量の場合(符号60参照)には早めに平衡状態となり、低流量の場合(符号62参照)には遅れて平衡状態となる。 Its slope is dependent on the flow rate, when high flow early becomes equilibrium (see reference numeral 60), the delayed equilibrium in the case of low flow rates (reference numeral 62). ここで、平衡状態は、期間T内において流入する超音波コントラスト剤の量と1回の送信で破壊消失する超音波コントラスト剤の量とが同一になった状態である。 Here, the equilibrium state is a state in which the amount of the amount and one ultrasound contrast agent to disrupt lost in transmission of the ultrasound contrast agent which flows becomes the same in the period T.
【0027】 [0027]
よって、そのような平衡状態に至るまでの過渡的な現象を何らかの手法によって画像として表示すれば、その画像の動的な内容変化をもって血流量を動画として表現することができる。 Therefore, by displaying the transient phenomena of up to such a state of equilibrium as the image by some means, it is possible to represent the blood flow as a moving with dynamic content changes in the image. もちろん、平衡状態への到達によらず、最初の送信から一定時間の経過まで画像を形成するようにしてもよい。 Of course, regardless of the reaching equilibrium, it may be formed an image from the first transmission until the elapse of a predetermined time.
【0028】 [0028]
ちなみに、初期送信の直後から、超音波コントラストの流入量に比べて超音波による超音波コントラスト剤の破壊消失作用が大きいと、血流量に関係なく平衡状態が形成されてしまうが、その場合には、送信間隔を長くしたり送信パワーをダウンさせたりすればよい。 Incidentally, immediately after the initial transmission, the destruction disappearance operation of the ultrasonic contrast agent by ultrasound as compared with the inflow of the ultrasound contrast is large, but equilibrium will be formed irrespective of the blood flow, in which case it may be or bring down the long or the transmission power of the transmission interval. また、平衡状態の形成の後に、再び過度現象を生じさせる場合には初期送信から繰り返せばよい。 Further, after the formation of the equilibrium may be repeated from the initial transmission when the cause transients again.
【0029】 [0029]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。 It will be described below with reference to preferred embodiments of the present invention with reference to the drawings.
【0030】 [0030]
図1には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図1はその全体構成を示すブロック図である。 FIG. 1 is a preferred embodiment is shown of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing an overall structure.
【0031】 [0031]
プローブ10は複数の振動素子からなるアレイ振動子を有しており、そのアレイ振動子によって超音波ビーム14が形成される。 Probe 10 has an array transducer comprising a plurality of transducer elements, the ultrasound beam 14 is formed by the array transducer. この超音波ビーム14は電子走査され、これにより走査面11が形成される。 The ultrasonic beam 14 is electronically scanned, thereby scanning plane 11 is formed.
【0032】 [0032]
図1においては、その走査面11内に血管12が存在しており、その血管内の血流には超音波コントラスト剤13が含まれている。 1 is a blood vessel 12 exists in the scanning plane 11, includes ultrasound contrast agent 13 in the blood flow in the vessel. この超音波コントラスト剤は極めて微小の気泡をコーティング剤で包んだものであり、例えば注射器などを利用をして静脈に超音波コントラスト剤が連続的に注入される。 The ultrasound contrast agents are extremely those wrapped bubbles minute with a coating agent, an ultrasound contrast agent is continuously injected into the vein by the use of, for example, a syringe.
【0033】 [0033]
送信部16はいわゆる送信ビームフォーマーとして機能するものであり、上記のアレイ振動子を構成する各振動素子に対して送信信号を供給する回路である。 Transmission unit 16 functions as a so-called transmission beam former, a circuit for supplying a transmission signal to each transducer elements forming the array transducer. 送信部16は制御部18によって制御されており、本実施形態においては特に制御部18が送信タイミング及び送信パワーの制御を行っている。 Transmitter 16 is controlled by the control unit 18, in particular the control unit 18 in this embodiment is performing control of the transmission timing and transmission power. これについては後に説明する。 This will be explained later.
【0034】 [0034]
受信部20はいわゆる受信ビームフォーマーとして機能するものであり、アレイ振動子から出力される複数の受信信号に対して整相加算を実行する回路である。 Receiving unit 20 functions as a so-called receive beam former, a circuit that performs the phasing addition on the plurality of reception signals outputted from the array transducer. この受信部20は本実施形態において検波回路なども有している。 The receiving unit 20 has also such a detection circuit in this embodiment.
【0035】 [0035]
検波後の受信信号は画像処理部24に送られる。 Received signal after detection is sent to the image processing unit 24. この画像処理部24はBモード断層画像やドプラ画像などを形成する公知の回路であり、これにより形成された画像データは表示処理部26に出力され、その表示処理部26から出力される画像データが表示器28に出力される。 The image processing unit 24 is a known circuit which forms a and B-mode tomographic image and the Doppler image, the image data formed by this is output to the display processing unit 26, the image data outputted from the display processing unit 26 There is output to the display unit 28. 表示器28においては、Bモード画像などの従来同様の超音波画像が表示される他、以下に詳述するコントラスト血流像も表示される。 In the display device 28, in addition to conventional similar ultrasound image such as a B-mode image is displayed, it is displayed the contrast blood flow image that will be described in detail below.
【0036】 [0036]
入力部22はキーボードやトラックボールなどによって構成され、この入力部22を利用してコントラスト血流像を形成する際における送信間隔や送信パワーなどのパラメータをユーザー設定することが可能である。 The input unit 22 is constituted by a keyboard, a trackball, a parameter such as transmission interval and the transmission power at the time of forming the contrast blood flow image by using the input unit 22 can be user set.
【0037】 [0037]
次に、コントラスト血流像形成部30について詳述する。 Next, it will be described in detail contrast blood flow image forming unit 30. コントラスト血流像を形成する場合、図3に示したように、最初に強い送信パワーを持った超音波が送波され、その後一定間隔Tごとに弱い送信パワーをもった超音波が断続的に送波される。 When forming a contrast blood flow image, as shown in FIG. 3, first be transmit the ultrasonic wave having strong transmission power, ultrasound intermittently thereafter with weak transmission power at every predetermined interval T It is transmitting. このような制御は上述のように制御部18によって遂行され、具体的には送信部16が制御部18の制御によって上述のような送信を実行する。 Such control is performed by the control unit 18 as described above, specifically to perform the transmission as described above under the control of the transmission section 16 the control unit 18.
【0038】 [0038]
本実施形態においては、図2に示されるように、走査面11内における注目組織52上にROI15Aが設定される。 In the present embodiment, as shown in FIG. 2, ROI15A is set on the target tissue 52 in the scanning plane 11. このROI15Aは例えばできる限り血流量の多い部位に設定するのが望ましいが、例えば符号15Bで示すように血流量が少ない部位にROIを設定するようにしてもよい。 The ROI15A may also be is desirable to set a site with many blood flow as possible for example, to set the ROI on the site blood flow is small, as shown, for example, reference numeral 15B. ROIの設定部位によっては後述する積算終了タイミングが異なることになるが、いずれの場合においても注目組織52上において各部位について相対的に血流量の比較を行うことができる。 Although will be integrated end timing to be described later are different depending on the setting site of ROI, it is possible to compare the relative blood flow for each portion even on target tissue 52 in any case. ちなみに、注目組織52は例えば毛細血管が密集した癌組織などである。 By the way, attention organization 52 is such as cancer tissue, for example, the capillaries was dense.
【0039】 [0039]
図1に示すコントラスト血流像形成部30は、本実施形態において、積算画像の形成方式として2つの方式を有している。 Contrast blood flow image forming unit 30 shown in FIG. 1, in this embodiment, has two methods as the formation method of the integrated image. 第1の方式は各送信(観測送信)によって得られた画像データをそのまま積算するものであり、第2の方式は観測送信のフレーム間において画像データの差分演算を行い、差分データを積算するものである。 The first method is intended to directly integrating the image data obtained by each transmission (observation transmission), which second method performs differential operation of the image data between the observation transmission frame, integrating the difference data it is.
【0040】 [0040]
上記の第1の方式が選択される場合、観測送信ごとに受信部20から出力される検波後のエコーデータが加算器36に入力される。 If the first method described above is selected, the echo data after detection output from the receiving unit 20 for each observation transmission is input to the adder 36. 加算器36では、フレームメモリ38から出力されるそれまでの積算されたデータと入力されたエコーデータとを加算し、その加算結果である積算データをフレームメモリ38に格納する。 The adder 36 adds the echo data inputted and accumulated data up to and output from the frame memory 38 stores the accumulated data which is the addition result to the frame memory 38. フレームメモリ38上の各積算データは圧縮器48に逐次出力されている。 Each integrated data on the frame memory 38 is sequentially output to the compressor 48. なお、後述する収束判定部40からリセット信号が出力されると、フレームメモリ38の内容がリセットされることになる。 Incidentally, when the reset signal is output from the convergence determination unit 40 to be described later, so that the contents of the frame memory 38 is reset.
【0041】 [0041]
一方、上記の第2の方式が選択される場合、観測送信ごとに受信部20から出力される検波後のエコーデータが差分演算器34の一方の入力端子とフレームメモリ32に入力される。 On the other hand, if the second scheme described above is selected, the echo data after detection output from the receiving unit 20 for each observation transmission is input to one input terminal and the frame memory 32 of the difference computing unit 34. フレームメモリ32は1フレーム分のエコーデータを格納するメモリであり、そのフレームメモリ32から出力される前のフレームのエコーデータが差分演算器34の他方の入力端子に入力される。 The frame memory 32 is a memory for storing echo data corresponding to one frame, the echo data of the previous frame output from the frame memory 32 is input to the other input terminal of the difference computing unit 34.
【0042】 [0042]
差分演算器34はフレーム間においてエコーデータの差分演算を実行し、その差分データを加算器36へ出力する。 Difference computing unit 34 performs a difference operation of the echo data between frames, and outputs the difference data to the adder 36.
【0043】 [0043]
加算器36は、上記同様に、フレームメモリ38に格納された積算データに対し、入力された差分データを加算し、その加算結果を積算データとして再びフレームメモリ38に格納する。 The adder 36 in the same manner as described above with respect to the integrated data stored in the frame memory 38, adds the input differential data, is stored in the frame memory 38 again the addition result as the integrated data. 上記同様に、フレームメモリ38に格納された積算データすなわち積算画像は圧縮器48に逐次出力されている。 In the same manner as described above, integrated data i.e. the accumulated image stored in the frame memory 38 is sequentially output to the compressor 48. ちなみに、リセット信号が入力されるとフレームメモリ38の内容がリセットされる。 Incidentally, the contents of the frame memory 38 is reset when the reset signal is input.
【0044】 [0044]
次に、この収束判定部40について説明する。 Next, a description will be given convergence determination unit 40. この収束判定部40は、上記の平衡状態を判定し、リセット信号を出力する回路である。 The convergence determination unit 40 determines the equilibrium described above is a circuit for outputting a reset signal. ROI内平均処理器42は、図2に示したようなROI15A内において各フレームごとにエコーデータの平均値を演算する回路である。 ROI in average processor 42 is a circuit for calculating an average value of the echo data for each frame in the ROI15A as shown in FIG. その平均値は差分演算器43の一方の入力端子に入力され、またメモリ46に格納される。 The average value is inputted to one input terminal of the difference computing unit 43, and is stored in the memory 46. メモリ46から出力される前のフレームの平均値は差分演算器43の他方の入力端子に入力される。 Mean value of the previous frame outputted from the memory 46 is input to the other input terminal of the difference computing unit 43.
【0045】 [0045]
差分演算器43はフレーム間においてROI内の平均値の差分演算を実行し、その差分値が判定器44において判定値と比較されている。 Difference computing unit 43 performs a difference operation of the average value in the ROI between frames, the difference value is compared with the determination value in the determination unit 44. 差分値が判定値よりも小さくなった場合、判定器44が平衡状態に到達したと判定し、リセット信号をフレームメモリ38に出力する。 If the difference value is smaller than the determination value, it determines that the determination unit 44 is brought to an equilibrium state, and outputs a reset signal to the frame memory 38.
【0046】 [0046]
圧縮器48は、フレームメモリ38から逐次出力される画像に対するLOG圧縮を実行する回路であり、その後、画像データは輝度変換器50に入力され、輝度信号に変換されることになる。 Compressor 48 is a circuit that performs a LOG compression for images sequentially outputted from the frame memory 38, then the image data is input to the luminance converter 50, it will be converted into a luminance signal. その輝度信号は表示処理部26を介して表示器28に出力され、その表示器28には上記のような第1の方式あるいは第2の方式に従う積算画像としてのコントラスト血流像が表示される。 Luminance signal is output to the display 28 via the display processing unit 26, a contrast blood flow image as the accumulated image according to the first method or second method described above is displayed on the display unit 28 .
【0047】 [0047]
よって、図3に示すような最初の送信から一定間隔Tをもって間欠的に送信を行うことにより、最初に、診断部位における超音波コントラスト剤の濃度を著しく小さくしておいて、その部に段階的にその濃度を高め、最終的に平衡状態に到達させることができる。 Therefore, by performing intermittent transmission with a constant interval T from the initial transmission as shown in FIG. 3, first, in advance significantly reduced the concentration of ultrasound contrast agents in the diagnostic region, stepwise their departments the concentration increased, eventually it is possible to reach the equilibrium. これに伴って、表示器28には超音波コントラスト剤の濃度に伴って段階的に輝度が高められた積算画像としてのコントラスト血流像が表示されることになり、その表示の成長速度などに基づいて血流量の大小を直感的に認識することが可能となる。 Along with this, the display device 28 will be the contrast blood flow image as integrated image elevated stepwise brightness in accordance with the concentration of the ultrasonic contrast agent is displayed, such as on the display of the growth rate based it is possible to intuitively recognize the magnitude of the blood flow.
【0048】 [0048]
ちなみに、初期送信時に強い送信パワーで超音波の送信を行わせる場合には、例えば送信電圧を高めたりあるいは送信波におけるバーストパルスの波数を多くしたりすればよい。 Incidentally, in the case of performing the transmission of the ultrasonic waves in strong transmission power at the time of initial transmission may be, for example, or by increasing the number of waves of burst pulses in or transmitted waves and increasing the transmission voltage. また、体内に注入した超音波コントラスト剤の量や診断部位の状態あるいは他の条件に基づいて、上記の送信間隔Tや各送信の音圧を適宜設定するのが望ましい。 Further, based on the state or other condition quantities or diagnostic region of the ultrasound contrast agent injected into the body, to appropriately set the sound pressure of the transmission interval T and the transmission is desirable.
【0049】 [0049]
次に、図4を用いて図1に示した装置の動作について説明する。 Next, the operation of the apparatus shown in FIG. 1 will be described with reference to FIG.
【0050】 [0050]
まず、S101では、入力部22によってユーザーにより送信間隔T等のパラメータが初期設定される。 First, in S101, parameters such as the transmission interval T by the user is initialized by the input unit 22. もちろん、それらのパラメータについてはデフォルト設定を行うようにしてもよい。 Of course, it is also possible to perform the default settings for those parameters. S102では、ユーザーにより例えばBモード断層画像上においてROIが設定される。 In S102, ROI on user by, for example, B-mode tomographic image is set. この場合においては、上述したようにできる限り血流量が多いと思われる部位にROIを設定するのが望ましいが、それ以外の部位に設定するようにしてもよい。 In this case, it is desirable to set the ROI on the site seems to blood flow rate is high as much as possible as described above, may be set to the other portion. S103では、強い送信パワーで超音波ビームが形成され、それが電子走査される。 In S103, the ultrasonic beam formed by the robust transmission power, it is electronically scanned. なお、初期送信時には、本実施形態において受信はなされていないが、必要に応じて画像形成を行ってもよい。 The initial During transmission, the reception in the present embodiment has not been performed, it may be performed image formation as needed. S104では、送信間隔Tが経過したか否かが判断され、その送信間隔Tが経過した場合には、S105において弱い送信パワーにおいて上記同様に超音波ビームがスキャンされることになる。 In S104, it is determined whether the transmission interval T has elapsed, that when the transmission interval T has elapsed, the same ultrasonic beam is to be scanned in a weak transmit power in S105.
【0051】 [0051]
S106では、積算方法が選択され、例えばユーザーによって選択された積算方法に従ってS107あるいはS108が実行される。 In S106, the integrated method is selected, S107 or S108 is performed according to the integrated method selected for example by the user.
【0052】 [0052]
S107では、フレーム間においてエコーデータがそのまま積算されることになる。 In S107, so that the echo data between frames is accumulated as it is. S108においては、フレーム間におけるエコーデータの差分が演算され、その差分データが積算されることになる。 In S108, the difference of the echo data between frames is calculated, so that the difference data is accumulated. S109では、積算画像としてのコントラスト血流像が画像表示される。 In S109, the contrast blood flow image of the accumulated image is displayed images. S110においては、前フレームと現フレームの間でROI内のエコーデータの平均値の差分が演算され、S111では、その差分値と判定値とが比較されて平衡状態に達したか否かが判断される。 In S110, the previous frame and the difference between the average value of the echo data within the ROI between the current frame is calculated, in S111, the difference value between the determination value and whether equilibrium is reached is determined is compared It is. 収束していなければ、S112において送信間隔Tを経過したか否かが判断され、経過していればS105からの各工程が繰り返し実行される。 If not converged, whether elapsed transmission interval T is determined in S112, the process from S105 if the elapsed is repeatedly performed. すなわち、図3に示したように間欠的に弱い送信パワーで超音波の送受波が実行されることになる。 That is, the transmitting and receiving ultrasonic waves is performed by intermittently weak transmission power as shown in FIG. 一方、S111において平衡状態に到達したと判断された場合には、S113において積算画像の内容がリセットされ、S114では上記の工程を繰り返し実行させるか否かが判断され、繰り返し実行させる場合には、上記のS103からの各工程が繰り返し実行される。 On the other hand, if it is judged to have reached the equilibrium state in S111 is reset the content of the adding image in S113, whether to execute repeatedly S114 above the process is determined, in the case of repeatedly performed, steps from S103 described above is repeatedly executed.
【0053】 [0053]
以上のように、本実施形態によれば、積算画像としてのコントラスト血流像の動的な表示態様の変化をもって血流量の大小を直感的に認識させることができ、従来の超音波コントラスト剤を用いた差分画像の形成では得られない貴重な情報をもった画像を形成できるという利点がある。 As described above, according to this embodiment, with the change in the dynamic display form contrast blood flow image as the accumulated image can be intuitively recognize the magnitude of the blood flow, the conventional ultrasound contrast agents image with valuable information that can not be obtained in the form of the difference image using the advantage of being able to form. 特に、本実施形態においては、超音波コントラスト剤を破壊する送信とその後の観測用の送信とで音響的なパワーの切換えを行うようにしたので、超音波コントラスト剤の流入に伴う過渡的な現象を間欠的にしかも克明に観察することができる。 Particularly, in the present embodiment, since to perform the switching of acoustic power in the transmission and subsequent transmission for observation destroying an ultrasound contrast agent, a transient phenomenon due to inflow of the ultrasound contrast agent can be intermittently Moreover scrupulously observe.
【0054】 [0054]
ちなみに、上記の収束判定部40においては、ROI内の平均値を利用したが、もちろんそれ以外の条件をもって収束判定を行うようにしてもよい。 Incidentally, in the above convergence determination unit 40 has been using an average value in the ROI, it may perform convergence determination course have other conditions. また、上記以外の手法を利用して血流量を表す画像を形成するようにしてもよい。 Further, it is also possible to form an image representing a blood flow by using a method other than the above.
【0055】 [0055]
さらに、上記の実施形態においては最初の送信と第2番目の送信との間の間隔Tとそれ以降の各送信の間隔Tとを同一にしたが、それらの間隔を異ならせるようにしてもよく、さらに時間の経過に伴って送信間隔を可変設定するようにしてもよい。 Furthermore, although the interval T and the interval T of each subsequent transmission between the first transmission and the transmission of the second to the same in the embodiment described above, may be made different their spacing , the transmission interval may be variably set in accordance with the further lapse of time. またそれと共に送信パワーを一定ではなく可変させるようにしてもよい。 The transmit power may be made to the variable not constant with it.
【0056】 [0056]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上説明したように、本発明によれば、超音波コントラスト剤の過渡的な挙動を観察することができ、特に血流量を反映させた画像を形成できる。 As described above, according to the present invention, it is possible to observe the transient behavior of the ultrasound contrast agent, capable of forming an image, especially reflecting the blood flow.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】 本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。 1 is a block diagram showing the entire configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
【図2】 ROIの設定を説明するための図である。 2 is a diagram for explaining setting of the ROI.
【図3】 超音波の送信と超音波コントラスト剤の濃度との関係を示す図である。 3 is a diagram showing the relationship between the concentration of the ultrasonic transmission and ultrasound contrast agents.
【図4】 コントラスト血流像の形成に関する動作を説明するためのフローチャートである。 4 is a flowchart for explaining the operation of the formation of the contrast blood flow image.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
10 プローブ、12 血管、13 超音波コントラスト剤、14 超音波ビーム、15 ROI、16 送信部、18 制御部、20 受信部、30 コントラスト血流像形成部、34 差分演算器、36 加算器、38 フレームメモリ、40 収束判定部、42 ROI内平均処理器、43 差分演算器、44 判定器、46 メモリ。 10 probe, 12 vessels, 13 ultrasound contrast agent, 14 ultrasonic beams, 15 ROI, 16 transmission unit, 18 control unit, 20 receiving unit, 30 a contrast blood flow image forming unit, 34 a difference calculator 36 an adder, 38 a frame memory, 40 convergence determination unit, 42 ROI in average processor, 43 difference computing unit, 44 determination unit, 46 memory.

Claims (6)

  1. 破壊消失性をもった超音波コントラスト剤が注入された生体に対し、超音波の送受波を行う超音波診断装置において、 To ultrasound contrast agent having a destructive fugitive is injected vivo, in the ultrasonic diagnostic apparatus for transmitting and receiving ultrasonic waves,
    生体の診断部位に対して超音波の送受波を行い、エコーデータを出力する送受波手段と、 It performs the transmission and reception of the ultrasonic waves with respect to the diagnostic region of a living body, and transducing means for outputting echo data,
    前記送受波手段を制御する手段であって、初期送信時に送信強度を強に設定し、前記初期送信以降の各観測送信時に送信強度を弱に設定し、それらの観測送信を所定間隔で間欠的に繰り返し実行させる送受波制御手段と、 And means for controlling said transducing means, sets the transmission strength to the strength at the time of initial transmission, the transmission level to be weak during each observation transmission of the initial transmission after intermittently their observations sent at predetermined intervals and transducing control means for causing the repeated execution is,
    前記各観測送信ごとに得られるエコーデータに基づいて、前記診断部位における超音波コントラスト剤の時間的な濃度変化を反映させた血流画像を形成する血流画像形成手段と、 Based on the echo data obtained for each of the respective observation transmission, and the blood flow image forming means for forming a blood flow image which reflects the temporal change in the concentration of ultrasound contrast agents in the diagnosis region,
    を含み、 Only including,
    前記血流画像形成手段は、前記各観測送信ごとに得られるエコーデータとしての画像データ、又は、前記各観測送信間でエコーデータとしての画像データの差分を演算して得られる差分画像データ、をフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成することを特徴とする超音波診断装置。 The blood flow image forming means, the image data as echo data obtained for each observation transmission, or the difference image data, obtained by calculating the difference between the image data of the echo data between each observed transmission sequentially accumulated for each frame, an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by sequentially forming an accumulated image as the blood flow image.
  2. 請求項1記載の装置において、 The apparatus of claim 1,
    前記初期送信時には前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤が実質的に全部破壊される送信強度が設定され、 The transmission strength at the time of initial transmission ultrasound contrast agent present in the diagnosis region is substantially destroyed all is set,
    前記初期送信以降の各観測送信時には前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤が一部しか破壊されない送信強度が設定されることを特徴とする超音波診断装置。 Ultrasonic diagnostic apparatus characterized by transmission intensity ultrasound contrast agent are not destroyed only partially at each observation transmission of the initial transmission and later present in the diagnosis region is set.
  3. 請求項1記載の装置において、 The apparatus of claim 1,
    前記所定間隔は、前記初期送信後の各観測送信の繰り返しにより、前記診断部位に存在する超音波コントラスト剤の濃度の段階的な上昇を許容する時間に設定されることを特徴とする超音波診断装置。 Wherein the predetermined intervals, said by repeating each observation transmissions after the initial transmission, ultrasound diagnostics, characterized in that it is set to a time to allow a gradual increase in the concentration of ultrasound contrast agent present in the diagnostic region apparatus.
  4. 請求項1記載の装置において、 The apparatus of claim 1,
    前記血流画像形成手段は、 The blood flow image forming means,
    前記各観測送信ごとに得られるエコーデータとしての画像データフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段と、 And integrating means for the image data as an echo data obtained for each observation transmitted sequentially accumulated for each frame are sequentially formed accumulated image as the blood flow image,
    前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、 Based on the change in concentration of an ultrasound contrast agent in the diagnosis region, and termination determining means for determining an integration ends,
    を含むことを特徴とする超音波診断装置。 Ultrasonic diagnostic apparatus which comprises a.
  5. 請求項1記載の装置において、 The apparatus of claim 1,
    前記血流画像形成手段は、 The blood flow image forming means,
    前記各観測送信間でエコーデータとしての画像データの差分を演算して差分画像データを形成する差分演算手段と、 A difference calculating means for forming a difference image data by calculating the difference between the image data of the echo data between each observed transmission,
    前記差分画像データフレームごとに順次積算し、前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段と、 And integrating means for said differential image data sequentially accumulated for each frame are sequentially formed accumulated image as the blood flow image,
    前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、 Based on the change in concentration of an ultrasound contrast agent in the diagnosis region, and termination determining means for determining an integration ends,
    を含むことを特徴とする超音波診断装置。 Ultrasonic diagnostic apparatus which comprises a.
  6. 請求項4又は5記載の装置において、 Apparatus according to claim 4 or 5, wherein,
    前記積算終了時点の積算画像を対数変換することにより前記血流画像を形成する対数変換手段を含むことを特徴とする超音波診断装置。 The integration of the end integrated image ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising logarithmic conversion means for forming the blood flow image by logarithmically converting the.
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