JP4469836B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に係り、特に造影剤映像化技術に関する。

超音波診断に用いられる造影剤（微小気泡）は、超音波照射により破壊され、照射音圧が高いほど破壊されやすい。造影効果を継続させるためには、音圧を下げて造影剤の破壊を抑制しながら映像化するなどの工夫が必要である（リアルタイムパフュージョンイメージング、ＲＰＩ）。

ＲＰＩで受信エコーから送信基本波のセカンドハーモニック成分が抽出される場合を考える。音圧が高い場合には、セカンドハーモニック成分には、組織の非線形伝搬の成分も含まれる。

ＲＰＩのように音圧を下げた状態では、組織で発生する非線形伝搬成分は非常に低く、映像化に充分ではなく、造影剤流入前の段階では、組織画像はほとんどとらえることができず、造影剤流入してからやっと造影剤に由来するハーモニック成分が見え始める。

つまり、造影剤を使った超音波検査では、造影効果を継続させるために音圧を下げると、組織の非線形伝搬成分は非常に低いので、造影剤流入前にはほとんど組織画像は映らず、逆に、造影剤流入前から組織の非線形伝搬成分が映るように音圧を高くすると、造影効果が瞬間的に消えてしまう。特に、音軸上の最大ピーク負音圧を基本周波数の平方根で正規化した出力基準を表す指標であるＭＩ値（Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｉｎｄｅｘ）が０．１程度の極低音圧駆動時には、この問題は顕著である。

この問題に対して、従来のカラードップラ系を利用して、基本波でＢモードを作成し組織（背景）画像として、ドップラー画像（パルスインバージョンドップラも含む）を造影画像として表示することも考えられるが、組織と造影用に独立した送受信が必要であり、そのため循環器で特に重要なフレームレートが低下し、リアルタイム性の特徴を享受できない。また、組織用の送信で無駄に造影剤を破壊・影響する可能性もある。

また、低ＭＩでハーモニック成分だけで画像を生成すると、染影しても画像の輝度が暗く染影領域を確認し難いことがある。単純に輝度を上げるためにゲインを上げれば、ノイズ画像中に浮き出してきてしまう。最高輝度の部分をより明るくするためにダイナミックレンジを狭くしても、比較的輝度の高い部分のみが強調され、染影を正しく評価出来ない。

本発明の目的は、超音波診断装置において、低パワー送信で且つ高いフレームレートを維持する条件のもとで、造影効果の映像化と、造影剤流入前後にわたる組織形態の映像化とを両立することにある。

本発明の局面に係る超音波診断装置は、被検体に基本周波数を略帯域中心とした超音波を送信し、前記被検体からの超音波エコーに基づいて受信信号生成する送受信手段と、前記受信信号から、前記基本周波数のハーモニック成分を抽出するハーモニック成分抽出部と、前記ハーモニック成分を抽出したと同じ受信信号から、前記基本周波数を略帯域中心とした基本波成分を抽出する基本波成分抽出部と、前記抽出された基本波成分からグレイスケールで表現された基本波画像データを発生し、前記抽出されたハーモニック成分からカラーで表現されたカラーハーモニック画像データを発生する画像発生部と、前記基本波画像データに前記カラーハーモニック画像データを部分的に合成して合成画像データを発生する画像処理部と、前記発生された合成画像データを表示する表示部とを具備することを特徴とする。

本発明によれば、超音波診断装置において、低パワー送信で且つ高いフレームレートを維持する条件のもとで、造影効果の映像化と、造影剤流入前後にわたる組織形態の映像化とを両立することができる。

以下、本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。
図１に、本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。１１は、一次元または二次元的に配列された典型的には圧電効果を有する複数の振動素子（電気／音響変換素子）を備えた超音波プローブであり、図示しないコネクタを介して、ホストＣＰＵ１４を中心として構成された装置本体１２に装着される。なお、１つ又は近隣の数個の振動素子は、１つのチャンネルを構成している。ここでは１つ振動素子が１つのチャンネルを構成するものと仮定する。この超音波プローブ１１の各振動素子には、パルサ／プリアンプユニット１５から、ＭＩが０．６以下の送信条件で、送信パルス電圧が印加される。振動素子は、その電気的な振動を機械的な振動に変換する。これにより振動素子から基本周波数ω１を中心とした帯域を有する超音波が発生する。パルサ／プリアンプユニット１５は、送信パルス電圧の印加タイミングに関して、チャンネル間で時間差を与える。この時間差（遅延時間）は、複数の振動素子から発生した超音波を集束するとともに、その集束超音波を偏向するために設けられている。この遅延時間を変化することにより、焦点距離及び偏向角（送信方位）を任意に変化することが可能である。

装置本体１２に接続されたプローブ１１から、被検体に超音波が送信される。その超音波はエコーとしてプローブ１１に返ってきて、各振動素子で電気的信号に変換される。このエコーには、基本周波数を中心とした帯域の基本波成分と、基本周波数の整数倍、ここでは２倍の高調数を中心とした帯域のハーモニック成分とが含まれる。造影剤（微小気泡）が被検体に注入されている場合には、その非線形振動によりハーモニック成分が発生する。基本周波数ω１を中心とした基本波成分と、その整数倍（２以上）のハーモニック成分を持つ造影剤のエコー同じプローブ１１で受信される。

この電気的信号は、パルサ／プリアンプユニット１５、受信遅延回路１６、位相検波ユニット１９を経由して、受信信号としてハーモニックユニット１７に送られる。この位相検波（直交検波）により、キャリア成分は位相を持った直流成分になる。尚、この位相検波処理はハーモニックユニット１７内で行うようにしても良い。受信遅延回路１６は、受信の際のビームフォーミング（整相加算処理）を行い、超音波ビームの方向・集束を制御するためのものであり、複数のビームを形成し並列同時受信をするために複数の回路セットから構成されていても良い。受信信号は、信号処理に適したサンプリング周波数でサンプリングされ、ディジタル信号に変換され、そしてビーム形成される。

ハーモニックユニット１７は、受信信号に含まれる基本周波数の整数倍（ここでは２倍）を略中心としたハーモニック成分からハーモニック画像データを生成し、それとともに、同じ受信信号に含まれる基本周波数を略中心とした基本波成分から基本波画像データを生成する。これらハーモニックユニット１７で生成された２種の画像データ、つまりハーモニック画像データと基本波画像データとは、表示ユニット１８で１フレームの表示データに変換され、モニタ１３に同時に表示される。

本実施形態で特徴的なのは、同じ受信信号から、基本周波数の整数倍を略中心としたハーモニック成分と、基本周波数を略中心とした基本波成分とを抽出し、それぞれからハーモニック画像データと基本波画像データとを生成し、同時表示することにある。

造影剤流入後のハーモニック画像でその染影を適当に視認でき、しかも造影効果を継続的に維持できる程度に調整された低パワー送信では、造影剤流入前には、組織のハーモニック成分は非常に低く、従ってほとんど組織形態を視認できないという問題が生じていたが、本実施形態では、ハーモニック画像とともに、ハーモニック成分よりも数十倍又は数百倍程度信号強度が高い基本波成分を使って基本波画像を生成し、表示するので、造影剤流入の前段階から、その基本波画像で組織形態を確認することができる。しかもこれら２種の画像データを、同じ受信信号から生成するので、フレームレートの低下は生じない。さらに、造影効果による輝度上昇は、ハーモニック画像と基本波画像との両方で生じるので、ハーモニック画像のみで映像化する場合に比べて、染影部分の視認性が向上する。

本実施形態では、上記ハーモニックユニット１７によるハーモニック画像データの生成と基本波画像データとの生成手法を、それに対応した送受信手法とともに、複数種類提供する。これらいずれか一の手法を採用してもよいし、これら手法の全て又は任意の組み合わせで装置に装備させておき、適宜選択的に使用することが可能にしてもよい。以下に各手法について順番に説明する。

（フィルタ／フィルタ法）
図２には、このフィルタ／フィルタ法に対応したハーモニックユニット１７の構成例を示している。受信遅延回路１６で生成された受信信号は、中心周波数ｆ１、ｆ２をそれぞれミキシングして位相検波された後、基本波フィルタ２１とハーモニックフィルタ２２とに分配される。ハーモニックフィルタ２２は、ＲＦ信号上での対応周波数特性を模式的に表した図３に示すように、基本周波数の整数倍の高周波数を中心又は略中心とした通過帯域とするフィルタ特性を備え、受信信号から、基本周波数の整数倍の高周波数を中心又は略中心とした帯域でハーモニック成分を抽出する。抽出したハーモニック成分に基づいて振幅情報が抽出され、ハーモニック画像生成回路２４でハーモニック画像データが生成される。同様に、基本波フィルタ２１は、基本周波数を中心又は略中心とした通過帯域とするフィルタ特性を備え、受信信号から、基本周波数を中心又は略中心とした帯域で基本波成分を抽出する。抽出した基本波成分に基づいて基本波画像生成回路２２で基本波画像データが生成される。尚、処理回路は１つとして、画像生成回路２４と基本波生成回路２２と同等処理を時分割で切換えて行うようにしても良い。

ここで、重要なのはそれぞれの成分を抽出後に、別系統に設けたハーモニック画像生成回路２４と基本波画像生成回路２２とで独立に画像を生成することである。画像生成の際のパラメータとしては、ゲイン、ダイナミックレンジ、カラーマップ等がある。基本波に比較して、信号強度的には、ハーモニック成分のほうが低いため、同一の画像パラメータで画像を生成すると、造影効果が目立たなくなる。画像で一番見たいものは、ハーモニック（造影エコー）である。独立に画像を生成し、両者の強度等の相対関係を変更・逆転し、あるいはハーモニックのカラーマップをカラーとし基本波画像のマップをグレイスケールとする。基本波画像は、あくまでハーモニック画像を得るための走査のガイドや背景画像用に生成し、表示することが重要である。

このフィルタ／フィルタ法では、ハーモニックフィルタ２２の出力には残留基本波成分が若干混じり、基本波フィルタ２１の出力には残留ハーモニック成分が若干混じるものの、各超音波走査線に対してそれぞれ１レートの超音波の送信およびエコーの受信でよく、以下の手法に比較し、フレームレートが最も速い。

（フェーズインバージョン／フィルタ法）
このパルスインバージョン／フィルタ法は、パルスインバージョン法で残留基本波成分を原理的には含まないでハーモニック成分を抽出し、基本波成分の抽出にはフィルタ法を採用するものである。パルスインバージョン法では、各超音波走査線に対してそれぞれ２レートで超音波の送信およびエコーの受信が行われる。その一方のレートでは、図５（ａ）に示すように、正極波形で超音波を送信し、他方のレートでは、図５（ｂ）に示すように、負極波形で超音波を送信する。図６（ａ）には、正極レートで受信した受信信号のスペクトルを、また図６（ｂ）には、負極レートで受信した受信信号のスペクトルをそれぞれ示している。周知の通り、非線形現象は、基本波の二乗として近似され得る。基本波を、ａ(t)sinωｔと表すと、非線形性は、（ａ(t)sinωｔ）^２ として近似される。従って、ハーモニック成分は、正負の両レートでともに正極で生じ、逆に、基本波成分は送信極性に依存して正負反転して発生する。

図４に示すようにこの正負２レートの受信信号を加算器２５で加算することにより、図７（ａ）に示すように基本波成分を除去するとともに、ハーモニック成分を略２倍に増強して抽出することが可能となる。なお、加算器２５の後段に、基本周波数の整数倍の高周波数を中心又は略中心とした帯域又は任意帯域を通過域とするフィルタを配置して、画像化する帯域を制御するようにしてもよい。一方、基本波成分は、フィルタ／フィルタ法と同様に、正レートの受信信号からフィルタ法により抽出される。

（パルスインバージョン法）
上記パルスインバージョン／フィルタ法では、基本波成分はフィルタ法で抽出するが、基本波成分もパルスインバージョン法により抽出するようにしてもよい。

ハーモニック成分は常に正極性で生じることを利用して正負２レートの受信信号を加算器２５で加算することで基本波成分を除去し、ハーモニック成分を抽出していたが、基本波成分の場合、送信極性に依存して生じることから、図８，図９に示すように、正負２レートの受信信号を減算器２６で減算することでハーモニック成分を除去し、基本波成分を抽出するようにしてもよい。

なお、減算器２６の後段に、基本周波数を中心又は略中心とした帯域又は任意帯域を通過域とするフィルタを配置して、画像化する帯域を制御するようにしてもよい。

（パルスモジュレーション法）
周知の通り、ハーモニック成分は基本波成分に比べて強度が低い。ＭＩが０．１以下の送信条件では、基本波成分は若干発生するが、ハーモニック成分はほとんど生じない。この性質を利用してハーモニック成分を抽出する手法が、パルスモジュレーション法である。

パルスモジュレーション法では、各超音波走査線に対して２レートで送受信を行う。一方のレートでは、図１１（ａ）に示すように、比較的高い振幅（高い音圧）で、例えばＭＩが０．６以下の送信条件で送信し、他方のレートでは、図１１（ｂ）に示すように、比較的低い振幅（低い音圧）で、例えばＭＩが０．１以下の送信条件で送信する。

比較的高い振幅のレートの受信信号のスペクトルを図１２（ａ）に示し、比較的低い振幅のレートの受信信号のスペクトルを図１２（ｂ）に示している。比較的高い振幅のレートではその受信信号には基本波成分とともにハーモニック成分が含まれるが、比較的低い振幅のレートではその受信信号には基本波成分は強度は低いものの含まれるが、ハーモニック成分はゼロに等価なほど低い。

図１０に示すように、振幅規格化後減算回路２７で、比較的低い振幅のレートの受信信号を、低レートに対する高レートの送信音圧比で規格化（送信音圧比を乗算して基準振幅を揃えること）し、比較的高い振幅のレートの受信信号から減算することにより、図１３（ａ）に示すように、原理的に基本波成分を除去し、ハーモニック成分を抽出することができる。

一方、基本波成分は、フィルタ／フィルタ法と同様に、比較的高い振幅のレートの受信信号からフィルタ法により抽出される。または、規格化後の比較的低い振幅のレートの受信信号に対して、フィルタ２１を通すようにしてもよい。

（バランス変更法）
図１４にはバランス変更法に対応したハーモニックユニット１７の構成例を示す。上述の手法では、受信信号からハーモニック成分と基本波成分とをそれぞれ個々に抽出し、画像生成処理についても別々のパラメータを使ってそれぞれの画像データを生成するものである。

これに対して、バランス変更法は、図１５（ａ）に示す基本波成分の帯域を減衰し、ハーモニック成分の帯域を相対的に増幅する特性を備えるフィルタ２８に、受信信号を通すことにより、図１５（ｂ）に示すように、ハーモニック成分と基本波成分の強度相対関係を調整し、造影エコーを目立たせる状態で取り出すことができる。フィルタ２８は、非対称な周波数通過特性を有する複素ディジタルフィルタを使用する。基本波成分とハーモニック成分の通過割合は、操作パネル上のキーボード４０やボリューム等を用いて任意に変更することができる。操作者が、基本波成分とハーモニック成分の割合にかかるパラメータを操作パネルのキーボード４０等から変更すると、フィルタコントローラ４１の制御のもとでこのパラメータに応じたフィルタ係数がフィルタ２８に設定されて基本波成分とハーモニック成分の通過割合が変わる。

このバランス変更法では、フィルタ／フィルタ法と同様に、各超音波走査線に対してそれぞれ１レートの超音波の送受信でよく、高いフレームレートを確保することが可能である。

また、バランス変更法は、パルスインバージョン法にも適用することができ、つまり、一方のエコー信号の基本波成分の帯域を減衰し、ハーモニック成分の帯域を相対的に増幅する特性を備えるフィルタを通して基本波の強度がハーモニック成分に比較して小さくなるように消え残してから、加算する。

以上のようにバランス変更法以外の手法では、基本波画像データとハーモニック画像データとが個別に生成される。従って、画像表示に関しても、様々なバリエーションを設けることが可能である。ここでは、代表的な表示態様として、第１〜第８の８種の表示モードについて説明する。これら第１〜第８の８種の表示モードは操作者により任意に選択可能である。

図１６には、表示ユニット１８の構成を示している。基本波画像データは、フレームメモリ３０、グレイスケール用のルックアップテーブル（ＬＵＴ）３１によりグレイスケールで表現された基本波画像データ（以下、ＦＧと表記する）に変換され、画像処理部３２に送られる。また、ハーモニック画像データは、フレームメモリ３３、グレイスケール用のルックアップテーブル３４によりグレイスケールで表現されたハーモニック画像データ（以下、ＨＧと表記する）に変換され、画像処理部３２に送られるとともに、カラー用のルックアップテーブル３５によりカラー表現されたハーモニック画像データ（以下、ＨＣと表記する）に変換され、同様に、画像処理部３２に送られる。

画像処理部３２では、これら３種の画像データＦＧ，ＨＧ，ＨＣから、操作者により指定された表示モードに対応する表示データを生成する。この表示データは、出力段のフレームメモリ３６で走査変換を受けてさらにディジタルアナログ変換器（ＤＡＣ）３７を通してモニタ１３に出力される。

以下、表示モードについて順番に説明する。
（第１表示モード）
図１７に示すように、第１表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケール基本波画像データＦＧと、グレイスケールのハーモニック画像データＨＧとが、画素ごとに加算され、１フレームの合成画像データＣ１が生成される。この合成画像データＣ１は、それ１枚で、１フレームの表示データに変換される。

造影剤流入前にあっては、基本波画像で組織形態を視認でき、また造影剤流入後はハーモニック画像でその流入の様子を良好に視認することができる。

また、グレイスケールの基本波画像データＦＧとハーモニック画像データＨＧとを加算することにより、図１９（ａ）に示すように、グレイスケールのハーモニック画像データＨＧを単独で表示する場合よりも、造影効果による輝度上昇を効果的に増強させることが可能となる。つまり、図１９（ｂ）に示すように、ハーモニック成分の造影効果による上昇分に、基本波成分の造影効果による上昇分が上乗せされて表示されるので、輝度上昇は増強され、造影範囲の視認性が向上する。

（第２表示モード）
図１８に示すように、第２表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケールの基本波画像データＦＧと、カラーのハーモニック画像データＨＣとが、部分的に合成され、１フレームの合成画像データＣ２が生成される。具体的には、カラーのハーモニック画像データＨＣの画素輝度が０又はその近似値を超えているとき、その画素の画素値としてハーモニック画像データの画素輝度を選択し、ハーモニック画像データの画素輝度が０又はその近似値を超えていないとき、その画素の画素値として基本波画像データの画素輝度を選択する。換言すると、ハーモニック成分が発生している領域では、ハーモニック画像を表示し、ハーモニック成分が発生していない領域では、基本波画像を表示する。

このようにグレイスケールの基本波画像データＦＧとカラーのハーモニック画像データＨＣとを部分的に合成することにより、ハーモニック成分（造影剤）の分布の空間的な広がりの様子をカラーで良好に視認することができ、また造影剤流入前又は流入後であってもハーモニック成分が発生していない領域では、基本波成分で組織形態を視認することができる。又、ハーモニック成分と基本波成分で色が異なるため、両者を容易に識別することができる。

（第３表示モード）
図２０に示すように、第３表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケールの基本波画像データＦＧと、グレイスケールのハーモニック画像データＨＧとが、フレームに並列に配置される。

このようにグレイスケールの基本波画像データＦＧとハーモニック画像データＨＧとを並列で同時に表示することにより、造影剤分布（ハーモニック成分）を組織形態（基本波成分）とともに観察することができる。従って、造影剤流入前にあっては、主に基本波画像で組織形態を確認することができ、また造影剤流入後では、基本波画像とハーモニック画像との両方で造影効果を確認することができる。

（第４表示モード）
図２１に示すように、第４表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケールの基本波画像データＦＧと、カラーのハーモニック画像データＨＣとが、フレームに並列に配置される。

このようにグレイスケールの基本波画像データＦＧとカラーのハーモニック画像データＨＣとを並列で同時に表示することにより、造影剤分布（ハーモニック成分）を組織形態（基本波成分）とともに観察することができる。従って、造影剤流入前にあっては、主に基本波画像で組織形態を確認することができ、また造影剤流入後では、基本波画像とハーモニック画像との両方で造影効果を確認することができる。

（第５表示モード）
図２２に示すように、第５表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケール基本波画像データＦＧと、グレイスケールのハーモニック画像データＨＧとの画素加算による合成画像データＣ１が生成され、その合成画像データＣ１と、グレイスケールの基本波画像データＦＧとが、フレームに並列に配置される。

このように合成画像データＣ１と、グレイスケールの基本波画像データＦＧとを並列で同時に表示することにより、第１表示モードの効果に加えて、組織形態の視認性を向上させることができる。

（第６表示モード）
図２３に示すように、第６表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケール基本波画像データＦＧと、カラーのハーモニック画像データＨＣとの部分的合成による合成画像データＣ２が生成され、その合成画像データＣ２と、グレイスケールの基本波画像データＦＧとが、フレームに並列に配置される。

このように合成画像データＣ２と、グレイスケールの基本波画像データＦＧとを並列で同時に表示することにより、第２表示モードの効果に加えて、組織形態の視認性を向上させることができる。

（第７表示モード）
図２４に示すように、第７表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケール基本波画像データＦＧと、グレイスケールのハーモニック画像データＨＧとの画素加算による合成画像データＣ１が生成され、その合成画像データＣ１と、カラーのハーモニック画像データＨＣとが、フレームに並列に配置される。

このように合成画像データＣ１と、カラーのハーモニック画像データＨＣとを並列で同時に表示することにより、第１表示モードの効果に加えて、ハーモニック成分の空間分布、つまり造影剤の分布の広がりの視認性を向上させることができる。

（第８表示モード）
図２５に示すように、第８表示モードでは、画像処理部３２により、グレイスケール基本波画像データＦＧと、カラーのハーモニック画像データＨＣとの部分的合成による合成画像データＣ２が生成され、その合成画像データＣ２と、カラーのハーモニック画像データＨＣとが、フレームに並列に配置される。

このように合成画像データＣ２と、カラーのハーモニック画像データＨＣとを並列で同時に表示することにより、第２表示モードの効果に加えて、ハーモニック成分の空間分布、つまり造影剤の分布の広がりの視認性を向上させることができる。

本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。さらに、上記実施形態には種々の段階が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組み合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されてもよい。

本発明の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 フィルタ法に対応した図１のハーモニックユニットの構成を示すブロック図。 図２の基本波フィルタのフィルタ特性とハーモニックフィルタのＲＦ信号上でのフィルタ特性とを示す図。 フィルタ法とパルスインバージョン法との併用に対応した図１のハーモニックユニットの他の構成を示すブロック図。 図４の第１レートの送信波形と第２レートの送信波形を示す図。 図５の第１レートの受信信号のスペクトルと第２レートの受信信号のスペクトルを示す図。 図４の加算器の出力信号スペクトルと、図４の基本波フィルタの出力信号スペクトルとを示す図。 パルスインバージョン法に対応した図１のハーモニックユニットの他の構成を示すブロック図。 図８の加算器の出力信号スペクトルと、減算器の出力信号スペクトルとを示す図。 フィルタ法と振幅変化法との併用に対応した図１のハーモニックユニットの他の構成を示すブロック図。 図１０の第１レートの送信波形と第２レートの送信波形を示す図。 図１０の第１レートの受信信号のスペクトルと第２レートの受信信号のスペクトルを示す図。 図１０の振幅規格化後減算器の出力信号スペクトルと、基本波フィルタの出力信号スペクトルとを示す図。 バランス変更法に対応した図１のハーモニックユニットの他の構成を示すブロック図。 図１４のバランス調整フィルタのフィルタ特性と、バランス調整フィルタの出力信号スペクトルとを示す図。 図１の表示ユニットの構成を示すブロック図。 図１６の画像処理部の第１表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第２表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１７の第１表示モードの効果を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第３表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第４表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第５表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第６表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第７表示モードに対応した処理を模式的に示す図。 図１６の画像処理部の第８表示モードに対応した処理を模式的に示す図。

符号の説明

１１…超音波プローブ、１２…装置本体、１３…モニタ、１４…ホストＣＰＵ、１５…パルサ／プリアンプユニット、１６…受信遅延回路、１７…ハーモニックユニット、１８…表示ユニット、１９…検波ユニット。

Claims (3)

1. 被検体に基本周波数を略帯域中心とした超音波を送信し、前記被検体からの超音波エコーに基づいて受信信号生成する送受信手段と、
   前記受信信号から、前記基本周波数のハーモニック成分を抽出するハーモニック成分抽出部と、
   前記ハーモニック成分を抽出したと同じ受信信号から、前記基本周波数を略帯域中心とした基本波成分を抽出する基本波成分抽出部と、
   前記抽出された基本波成分からグレイスケールで表現された基本波画像データを発生し、前記抽出されたハーモニック成分からカラーで表現されたカラーハーモニック画像データを発生する画像発生部と、
   前記基本波画像データに前記カラーハーモニック画像データを部分的に合成して合成画像データを発生する画像処理部と、
   前記発生された合成画像データを表示する表示部とを具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記画像処理部は、前記ハーモニック成分が発生していない部分には前記基本波画像データを選択し、前記ハーモニック成分が発生している部分には前記カラーハーモニック画像データを選択することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記画像処理部は、前記カラーハーモニック画像データの画素輝度が０又は所定の閾値を超えている画素について前記合成画像データの画素値として前記カラーハーモニック画像データの画素輝度を選択し、前記カラーハーモニック画像データの画素輝度が０又は前記所定の閾値を超えていない画素について前記合成画像データの画素値として前記基本波画像データの画素輝度を選択することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。

Images