JPH1085211A - Ultrasonic image pickup method and device - Google Patents

Ultrasonic image pickup method and device

Info

Publication number
JPH1085211A
JPH1085211A JP24327596A JP24327596A JPH1085211A JP H1085211 A JPH1085211 A JP H1085211A JP 24327596 A JP24327596 A JP 24327596A JP 24327596 A JP24327596 A JP 24327596A JP H1085211 A JPH1085211 A JP H1085211A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ultrasonic
image
sound ray
data
echo
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP24327596A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP3519882B2 (en
Inventor
Yasuto Takeuchi
康人 竹内
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Healthcare Japan Corp
Original Assignee
GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Yokogawa Medical System Ltd filed Critical GE Yokogawa Medical System Ltd
Priority to JP24327596A priority Critical patent/JP3519882B2/en
Publication of JPH1085211A publication Critical patent/JPH1085211A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP3519882B2 publication Critical patent/JP3519882B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Landscapes

  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To perform an ultrasonic image pickup using a microballoon contrast medium without depending on second harmonic wave by forming an image on the basis of the change of echo signal by scintillation of microballoons. SOLUTION: A transceiver part TRX successively scans the inner part of a subject OBJ with a sound ray through an ultrasonic probe PRB and receives the echo, and a CFM processing part CMP orthogonally detects the echo received signal followed by MTI processing, determines the self-correlation to determines the average flow velocity from the self-correlation result, and further determines the dispersion and power. When the sound ray passes the part where a contrast medium is present, the data showing the scintillation distribution of microballoons BLN on the sound ray is formed. An image processing part IMP stores the CFM data every sound ray in a sound ray data memory, and the image processing circuit forms a color image data on the basis of the average flow velocity data and the dispersion data within the sound ray data memory.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波撮像方法お
よび装置に関し、特に、マイクロバルーン(microbaloo
n)造影剤を含有する被検体を、マイクロバルーンの新規
な特性に基づいて映像化する超音波撮像方法および装置
に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus, and more particularly, to a microballoon.
n) An ultrasonic imaging method and apparatus for imaging a subject containing a contrast agent based on novel characteristics of microballoons.

【0002】[0002]

【従来の技術】近年、超音波撮像にマイクロバルーン
(またはマイクロバブル(micro bubble))造影剤を使用
することが試みられて来ている。マイクロバルーン造影
剤は、液体に直径が数μm程度の微小な気泡を所定の濃
度で混入したものである。気泡は高分子材料等からなる
殻を有し、殻の表面には親水性が付与されている。
2. Description of the Related Art In recent years, attempts have been made to use microballoon (or microbubble) contrast agents for ultrasonic imaging. The microballoon contrast agent is obtained by mixing minute bubbles having a diameter of about several μm into a liquid at a predetermined concentration. The bubbles have a shell made of a polymer material or the like, and the surface of the shell is provided with hydrophilicity.

【0003】マイクロバルーンは、特定の周波数の超音
波が照射されたとき、その第2高調波を含むエコーを生
じる。特定の周波数はマイクロバルーンの共振周波数で
あり、直径に応じて定まる。すなわち、マイクロバルー
ンは非線形なエコー源性(echogenicity)を有する。
[0003] When an ultrasonic wave of a specific frequency is irradiated, the microballoon produces an echo including its second harmonic. The specific frequency is the resonance frequency of the microballoon and is determined according to the diameter. That is, the microballoon has a non-linear echogenicity.

【0004】このようなエコー源性に基づき、エコー受
信信号の第2高調波成分を利用した画像の形成が行わ
れ、被検体における造影剤の分布が画像化される。これ
は第2高調波イメージング(2nd harmonics imaging) と
呼ばれる。
[0004] Based on such an echogenicity, an image is formed using the second harmonic component of the echo reception signal, and the distribution of the contrast agent in the subject is imaged. This is called 2nd harmonics imaging.

【0005】[0005]

【発明が解決しようとする課題】第2高調波イメージン
グにより造影撮像を行うためには、エコー受信信号に造
影剤によらない第2高調波成分が含まれないようにしな
ければならない。さもないと、造影剤でないものまで画
像化されて紛らわしくなるからである。しかし、第2高
調波は、超音波送受信系における信号変換や増幅の際の
波形歪、あるいは、被検体内における超音波パルスの伝
播途上での非線形歪等によっても発生するので、それら
の影響を完全に免れることは難しい。
In order to perform the contrast imaging by the second harmonic imaging, it is necessary to prevent the echo reception signal from including the second harmonic component not depending on the contrast agent. Otherwise, even non-contrast agents are imaged and confused. However, the second harmonic is also generated by waveform distortion at the time of signal conversion or amplification in the ultrasonic transmission / reception system, or non-linear distortion during propagation of the ultrasonic pulse in the subject. It is difficult to completely escape.

【0006】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、マイクロバルーン造影剤を
用いた超音波撮像を第2高調波によらずに行う超音波撮
像方法および装置を実現することである。
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic imaging method and apparatus for performing ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using a second harmonic. It is to realize.

【0007】[0007]

【課題を解決するための手段】本発明の発明者は、マイ
クロバルーン造影剤を用いた超音波撮像について鋭意研
究した結果、マイクロバルーンのエコー源性に関し新規
な特性を発見した。本発明は、マイクロバルーンが持つ
この新規な特性を利用してなされたものである。
Means for Solving the Problems The inventors of the present invention have conducted intensive studies on ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent, and as a result, have discovered a novel characteristic regarding the echogenicity of a microballoon. The present invention has been made by utilizing this novel property of the microballoon.

【0008】課題を解決するための手段を説明するに先
立って、発明者が発見したマイクロバルーンの新規な特
性について説明する。発明者は、マイクロバルーン造影
剤を含有する被検体を模擬するものとして、寒天の中に
多数のマイクロバルーンを分散させた固形のファントム
(phantom) を製作した。ここで、マイクロバルーンは、
平均直径4μm、空孔率95%のPVC(polyvinylchlo
ride) 中空球である。PVCの表面には親水性の皮膜が
施されている。これを重量比約100ppmで寒天内に
ほぼ均一に分散させた。
Prior to describing the means for solving the problems, new characteristics of the microballoon discovered by the inventor will be described. The inventor has developed a solid phantom in which a number of microballoons are dispersed in agar to simulate a subject containing a microballoon contrast agent.
(phantom). Here, the micro balloon is
PVC (polyvinylchlo) with an average diameter of 4 μm and a porosity of 95%
ride) It is a hollow sphere. The surface of the PVC is coated with a hydrophilic film. This was dispersed almost uniformly in agar at a weight ratio of about 100 ppm.

【0009】このファントムを水槽中に静置し、既存の
超音波撮像装置により、生体の血流速度の分布等を映像
化するCFMモード(color flow mapping mode) で撮像
すると、何の流れも存在しない筈のファントムの内部
が、ランダム(random)にかつきらびやかに変化するカラ
ーパターン(color pattern) で表示されることを発見し
た。図10は、そのときの寒天ファントムのCFM像を
撮影したカラー(color)写真を複写機で複写したモノク
ローム(monochrome)の複写像である。左側の映像がCF
M像である。
When this phantom is left standing in a water tank and is imaged by an existing ultrasonic imaging apparatus in a CFM mode (color flow mapping mode) for visualizing the distribution of blood flow velocity in a living body, no flow exists. I discovered that the interior of a phantom that should not have been displayed in a random and brilliantly changing color pattern. FIG. 10 is a monochrome copy image obtained by copying a color photograph obtained by capturing a CFM image of the agar phantom at that time by a copying machine. The image on the left is CF
It is an M image.

【0010】このカラーパターンで表示されているファ
ントムの部分にサンプルボリューム(sample volume) を
設定し、その部分のドプラ(Doppler) 信号を周波数分析
すると、両サイドバンド(double side band)にわたり均
一でホワイト(white) な周波数スペクトラム(spectrum)
が得られることを発見した。これを図10の右側の映像
で示す。この映像は、縦軸に周波数をとり横軸に時間を
とりドプラ信号の周波数スペクトラムの時間変化像を示
したものである。両サイドバンドのスペクトラム像が上
下に並べて示される。
[0010] A sample volume is set in the phantom portion displayed in this color pattern, and the frequency analysis of the Doppler signal in that portion reveals a uniform white band over both side bands (double side band). (white) frequency spectrum (spectrum)
Was obtained. This is shown in the image on the right side of FIG. This video shows a time-change image of the frequency spectrum of the Doppler signal with the vertical axis taking the frequency and the horizontal axis taking the time. The spectrum images of both side bands are shown side by side.

【0011】以上の2つの事実は、マイクロバルーン
が、未だ解明されていないメカニズム(mechanism) によ
り、超音波エコーの位相および振幅にランダムな変調な
いし「ちらつき」を与えていることを示している。これ
は、CFMモードでのドプラ信号処理によって検出され
るとは言うものの、エコー源の並進運動による通常のド
プラ現象とは異なるもので、むしろ、シンチレーション
(scintillation) 現象に類似している。
The above two facts indicate that microballoons impart random modulation or "flicker" to the phase and amplitude of the ultrasonic echo due to a mechanism that has not yet been elucidated. Although this is detected by Doppler signal processing in the CFM mode, it is different from the normal Doppler phenomenon due to the translational movement of the echo source.
(scintillation) Similar to the phenomenon.

【0012】そこで、本発明においては、これを仮にマ
イクロバルーンのシンチレーションと呼びマイクロバル
ーン造影剤の映像化に利用する。また、上記のファント
ムからのエコー受信信号を、ビームフォーマ(beam form
er) から出力されたRF(radio frequency) 信号の段階
でレンジゲート(range gate)し周波数分析すると、図1
1に示すような周波数スペクトラムが得られた。図11
において、縦軸が信号強度、横軸が周波数である。画面
中央部の2つのピーク(peak)のうち左側が基本周波数f
0のエコー、右側が第2高調波2f0のエコーである。
Therefore, in the present invention, this is tentatively called scintillation of microballoons and used for imaging microballoon contrast agents. In addition, the echo received signal from the phantom is converted to a beamformer (beam form).
er) and a range gate at the stage of the RF (radio frequency) signal output from the
The frequency spectrum as shown in FIG. 1 was obtained. FIG.
In the graph, the vertical axis represents signal strength, and the horizontal axis represents frequency. The left of the two peaks at the center of the screen is the fundamental frequency f
An echo of 0 and an echo of the second harmonic 2f0 are on the right.

【0013】このときの超音波送信信号は8〜16波の
トーンバースト(tone burst)信号であり、その周波数ス
ペクトラムは図12に示すように基本周波数f0の周り
に集中し、十分狭帯域になっている。なお、この周波数
スペクトラムは、マイクロバルーンを含まない寒天ファ
ントムからのエコーを同一の条件で測定し、周波数分析
したものである。この周波数スペクトラム中に僅かに存
在する第2高調波2f0の成分は、送受信系や超音波伝
播途上での非線形歪による。
The ultrasonic transmission signal at this time is a tone burst signal of 8 to 16 waves, and its frequency spectrum is concentrated around the fundamental frequency f0 as shown in FIG. ing. The frequency spectrum was obtained by measuring echoes from an agar phantom not containing microballoons under the same conditions and performing frequency analysis. The component of the second harmonic 2f0 slightly existing in the frequency spectrum is due to nonlinear distortion in the transmission / reception system or the propagation of the ultrasonic wave.

【0014】両図を比較すると、図11に示した周波数
スペクトラムは、寒天実質のエコーである基本波成分お
よびマイクロバルーンの非線形エコーである第2高調波
成分を含むのは当然であるが、その他に、基本周波数f
0と第2高調波周波数2f0の間の周波数帯域に高レベ
ルの信号を含むことが分かる。
Comparing the two figures, it is natural that the frequency spectrum shown in FIG. 11 includes a fundamental wave component which is an echo of the agar substance and a second harmonic component which is a non-linear echo of the microballoon. And the fundamental frequency f
It can be seen that a high-level signal is included in a frequency band between 0 and the second harmonic frequency 2f0.

【0015】これによって、マイクロバルーンは、基本
周波数f0と第2高調波2f0の中間部において広帯域
の超音波信号を「放射」していることが判明した。この
超音波信号は、超音波送信信号との相関性を持たないの
で、本来の意味でのエコーとはいえず、むしろ超音波送
信信号によって誘発された音響放射というべきである。
Thus, it has been found that the microballoon "radiates" a broadband ultrasonic signal at an intermediate portion between the fundamental frequency f0 and the second harmonic 2f0. Since the ultrasonic signal has no correlation with the ultrasonic transmission signal, it cannot be said to be an echo in the original sense, but rather should be acoustic radiation induced by the ultrasonic transmission signal.

【0016】そこで、本発明においては、これを仮にマ
イクロバルーンの誘発音響放射と呼びマイクロバルーン
造影剤の映像化に利用する。 〔1〕上記課題を解決する請求項1の発明は、マイクロ
バルーン造影剤を含有する被検体に超音波を照射しエコ
ーに基づいて画像を形成する超音波撮像方法であって、
マイクロバルーンのシンチレーションによるエコー信号
の変化に基づいて画像を形成することを特徴とする。
Therefore, in the present invention, this is tentatively referred to as induced acoustic radiation of microballoons and is used for imaging microballoon contrast agents. [1] The invention according to claim 1, which solves the above problem, is an ultrasonic imaging method of irradiating a subject containing a microballoon contrast agent with an ultrasonic wave to form an image based on an echo,
An image is formed based on a change in an echo signal due to scintillation of a micro balloon.

【0017】請求項1の発明では、マイクロバルーンの
シンチレーションによるエコー信号の変化に基づいてマ
イクロバルーンを映像化する。これによって、マイクロ
バルーン造影剤を用いた超音波撮像を第2高調波によら
ずに行う超音波撮像方法を実現することができる。
According to the first aspect of the present invention, the micro balloon is visualized based on a change in the echo signal due to the scintillation of the micro balloon. This makes it possible to realize an ultrasonic imaging method that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0018】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or the propagation of an ultrasonic pulse in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0019】〔2〕上記課題を解決する請求項2の発明
は、マイクロバルーン造影剤を含有する被検体に超音波
を照射しエコーに基づいて画像を形成する超音波撮像装
置であって、マイクロバルーンのシンチレーションによ
るエコー信号の変化を検出する検出手段と、前記検出手
段の出力信号に基づいて画像を形成する画像形成手段と
を具備することを特徴とする。
[2] The invention according to claim 2, which solves the above-mentioned problem, is an ultrasonic imaging apparatus which irradiates a subject containing a microballoon contrast medium with ultrasonic waves and forms an image based on echoes. It is characterized by comprising detecting means for detecting a change in an echo signal due to scintillation of a balloon, and image forming means for forming an image based on an output signal of the detecting means.

【0020】請求項2の発明では、検出手段によりエコ
ー信号のシンチレーションを検出し、画像形成手段によ
り検出手段の出力信号に基づいて画像を形成する。これ
によって、マイクロバルーン造影剤を用いた超音波撮像
を第2高調波によらずに行う超音波撮像装置を実現する
ことができる。
According to the second aspect of the present invention, the detecting means detects the scintillation of the echo signal, and the image forming means forms an image based on the output signal of the detecting means. This makes it possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0021】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or the propagation of the ultrasonic pulse in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0022】〔3〕上記課題を解決する請求項3の発明
は、請求項2に記載の発明において前記検出手段がドプ
ラ信号処理手段を有することを特徴とする。請求項3の
発明では、検出手段はドプラ信号処理手段によってマイ
クロバルーンのシンチレーションによるエコー信号の位
相変化を検出する。これによって、マイクロバルーン造
影剤を用いた超音波撮像を第2高調波によらずに行う超
音波撮像装置を実現することができる。
[3] A third aspect of the present invention for solving the above-mentioned problem is characterized in that, in the second aspect of the present invention, the detecting means has a Doppler signal processing means. According to the third aspect of the present invention, the detecting means detects the phase change of the echo signal due to the scintillation of the micro balloon by the Doppler signal processing means. This makes it possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0023】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or the propagation of an ultrasonic pulse in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0024】〔4〕上記課題を解決する請求項4の発明
は、マイクロバルーン造影剤を含有する被検体に超音波
を照射し、それによって誘発されるマイクロバルーンか
らの音響放射に基づいて画像を形成することを特徴とす
る。
[4] According to a fourth aspect of the present invention, there is provided a method for irradiating a subject containing a microballoon contrast medium with ultrasonic waves, and generating an image based on acoustic radiation from the microballoon induced by the ultrasound. It is characterized by forming.

【0025】請求項4の発明では、マイクロバルーン造
影剤を含有する被検体に超音波を照射して、マイクロバ
ルーンからの誘発音響放射に基づいて画像を形成する。
これによって、マイクロバルーン造影剤を用いた超音波
撮像を第2高調波によらずに行う超音波撮像方法を実現
することができる。
According to the fourth aspect of the present invention, the subject containing the microballoon contrast agent is irradiated with ultrasonic waves, and an image is formed based on the induced acoustic radiation from the microballoon.
This makes it possible to realize an ultrasonic imaging method that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0026】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or propagation of the ultrasonic pulse in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0027】〔5〕上記課題を解決する請求項5の発明
は、マイクロバルーン造影剤を含有する被検体に超音波
を照射する超音波照射手段と、前記超音波照射手段から
照射された超音波によってマイクロバルーンから誘発さ
れた音響放射を検出する検出手段と、前記検出手段の出
力信号に基づいて画像を形成する画像形成手段とを具備
することを特徴とする。
[5] The invention according to claim 5, which solves the above problem, is an ultrasonic irradiation means for irradiating an ultrasonic wave to a subject containing a microballoon contrast agent, and an ultrasonic wave irradiated from the ultrasonic irradiation means. Detecting means for detecting acoustic radiation induced from the micro-balloon, and image forming means for forming an image based on an output signal of the detecting means.

【0028】請求項5の発明では、超音波照射手段によ
りマイクロバルーン造影剤を含有する被検体に超音波を
照射し、検出手段によりマイクロバルーンからの誘発音
響放射を検出し、画像形成手段により誘発音響放射に基
づいて画像を形成する。これによって、マイクロバルー
ン造影剤を用いた超音波撮像を第2高調波によらずに行
う超音波撮像装置を実現することができる。
According to the fifth aspect of the present invention, the object containing the microballoon contrast medium is irradiated with ultrasonic waves by the ultrasonic irradiation means, the induced acoustic radiation from the microballoons is detected by the detection means, and the induced sound is emitted by the image forming means. An image is formed based on the acoustic radiation. This makes it possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0029】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or the propagation of ultrasonic pulses in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0030】〔6〕上記課題を解決する請求項6の発明
は、請求項5の発明において、前記検出手段が前記照射
された超音波の基本周波数と第2高調波周波数の間の周
波数を持つ信号を抽出する抽出手段を有することを特徴
とする。
[6] According to a sixth aspect of the present invention to solve the above problem, in the fifth aspect of the present invention, the detecting means has a frequency between a fundamental frequency and a second harmonic frequency of the irradiated ultrasonic wave. It is characterized by having extraction means for extracting a signal.

【0031】請求項6の発明では、抽出手段により照射
超音波の基本周波数と第2高調波周波数の間の周波数を
持つ信号を抽出する。これによって、マイクロバルーン
造影剤を用いた超音波撮像を第2高調波によらずに行う
超音波撮像装置を実現することができる。
According to the present invention, a signal having a frequency between the fundamental frequency and the second harmonic frequency of the irradiated ultrasonic wave is extracted by the extracting means. This makes it possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using a microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0032】第2高調波によらないので、第2高調波イ
メージングの場合のような、超音波送受信系における信
号変換や増幅の際の波形歪、あるいは、被検体内におけ
る超音波パルスの伝播途上での非線形歪等による影響を
受けない。
Since it does not rely on the second harmonic, waveform distortion during signal conversion and amplification in the ultrasonic transmission / reception system as in the case of second harmonic imaging, or propagation of the ultrasonic pulse in the subject Is not affected by nonlinear distortion or the like.

【0033】[0033]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。
Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. Note that the present invention is not limited to the embodiment.

【0034】〔実施の形態その1〕図1に超音波撮像装
置のブロック(block) 図を示す。本装置は本発明の実施
の形態の一例である。なお、本装置の構成によって本発
明の装置に関する実施の形態の一例が示される。また、
本装置の動作によって本発明の方法に関する実施の形態
の一例が示される。
[Embodiment 1] FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. Note that an example of an embodiment relating to the device of the present invention is shown by the configuration of the present device. Also,
An example of an embodiment relating to the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.

【0035】図1に示すように、本装置は、超音波プロ
ーブ(probe) PRBを有する。超音波プローブPRB
は、図示しない複数の超音波トランスデューサ(transdu
cer)のアレイ(array) を有する。アレイは例えば1次元
的に配列された128個の超音波トランスデューサによ
って構成される。個々の超音波トランスデューサは、例
えばPZT(チタン酸ジルコン酸鉛)セラミックス(cer
amics)等の圧電材料によって構成される。超音波プロー
ブPRBは被検体OBJに当接されて使用される。被検
体OBJにはマイクロバルーン造影剤BLNが予め注入
されている。
As shown in FIG. 1, the apparatus has an ultrasonic probe PRB. Ultrasonic probe PRB
Are a plurality of ultrasonic transducers (not shown)
cer). The array is constituted by, for example, 128 ultrasonic transducers arranged one-dimensionally. Each ultrasonic transducer is made of, for example, PZT (lead zirconate titanate) ceramics (cer
amics). The ultrasonic probe PRB is used in contact with the subject OBJ. The microballoon contrast agent BLN has been injected into the subject OBJ in advance.

【0036】超音波プローブPRBは送受信部TRXに
接続されている。送受信部TRXは、超音波プローブP
RBに駆動信号を与えて被検体OBJ内に超音波を送波
させるものである。超音波は被検体OBJ内にビームと
して送波される。超音波ビームの送波は所定の時間間隔
で繰り返し行われる。
The ultrasonic probe PRB is connected to the transmitting / receiving unit TRX. The transmission / reception unit TRX includes the ultrasonic probe P
A drive signal is given to the RB to transmit an ultrasonic wave into the object OBJ. The ultrasonic wave is transmitted as a beam into the object OBJ. The transmission of the ultrasonic beam is repeatedly performed at predetermined time intervals.

【0037】超音波ビームの送波方向は順次変更され、
被検体OBJの内部が超音波ビーム(音線)によって走
査される。これは音線順次の走査と呼ばれる。このよう
な超音波ビームの形成とその走査は、例えばアレイ中の
個々の超音波トランスデューサの駆動に時間差を与える
いわゆるフェーズドアレイ(phased array)の手法を利用
すること等により行われる。
The transmission direction of the ultrasonic beam is sequentially changed,
The inside of the subject OBJ is scanned by an ultrasonic beam (sound ray). This is called sound ray sequential scanning. The formation and scanning of such an ultrasonic beam are performed, for example, by using a so-called phased array technique that gives a time difference to the driving of the individual ultrasonic transducers in the array.

【0038】送受信部TRXは、また、超音波プローブ
PRBが受波した被検体OBJからのエコー信号を受信
するようになっている。エコー信号の受信は超音波の送
波の繰り返しの合間に行われる。エコー信号は超音波送
波の音線に対応した受波音線に沿って受信される。した
がって、受波の音線も送波の音線に合わせて走査され
る。
The transmitting / receiving unit TRX receives an echo signal from the subject OBJ received by the ultrasonic probe PRB. The reception of the echo signal is performed during the repetition of the transmission of the ultrasonic wave. The echo signal is received along a reception sound ray corresponding to the sound ray of the ultrasonic wave transmission. Accordingly, the received sound ray is also scanned in accordance with the transmitted sound ray.

【0039】各回の受信によって、音線毎のエコー受信
信号がそれぞれ形成される。このようなエコー受信信号
の形成は、例えばアレイ中の個々の超音波トランスデュ
ーサの受信信号を加算する時間差を調節するいわゆるフ
ェーズドアレイの手法を利用すること等により行われ
る。
The echo reception signal for each sound ray is formed by each reception. The formation of such an echo reception signal is performed, for example, by using a so-called phased array technique for adjusting the time difference for adding the reception signals of the individual ultrasonic transducers in the array.

【0040】送受信部TRXはBモード(mode)処理部B
MPおよびCFM処理部CMPに接続されている。送受
信部TRXから出力される音線毎のエコー受信信号は、
Bモード処理部BMPおよびCFM処理部CMPに入力
される。
The transmission / reception unit TRX includes a B mode processing unit B
It is connected to the MP and the CFM processing unit CMP. The echo reception signal for each sound ray output from the transmission / reception unit TRX is
It is input to the B-mode processing unit BMP and the CFM processing unit CMP.

【0041】Bモード処理部BMPはBモード画像デー
タを形成するものである。Bモード処理部BMPは、図
2に示すように対数増幅回路LOGと包絡線検波回路D
ETを備えている。Bモード処理部BMPは、対数増幅
回路LOGでエコー受信信号を対数増幅し、包絡線検波
回路DETで包絡線検波して音線上の個々の反射点での
エコーの強度を表す信号、すなわちAスコープ(scope)
信号を得て、このAスコープ信号の各瞬時の振幅をそれ
ぞれ輝度値として、Bモード画像データを形成するよう
になっている。
The B-mode processing unit BMP forms B-mode image data. The B-mode processing unit BMP includes a logarithmic amplifier LOG and an envelope detector D as shown in FIG.
Has ET. The B-mode processing unit BMP logarithmically amplifies the echo reception signal with the logarithmic amplifier LOG, performs envelope detection with the envelope detection circuit DET, and indicates a signal representing the intensity of the echo at each reflection point on the sound ray, that is, the A scope. (scope)
A signal is obtained, and B-mode image data is formed using the instantaneous amplitude of the A scope signal as a luminance value.

【0042】CFM処理部CMPはCFMデータを形成
するものである。CFM処理部CMPは、図3に示すよ
うに直交検波回路QDR、MTI(moving target indic
ation)フィルタMFL、自己相関回路ACR、平均流速
演算回路AVR、分散演算回路DSRおよびパワー(pow
er) 演算回路PWRを備えている。
The CFM processing unit CMP forms CFM data. The CFM processing unit CMP includes a quadrature detection circuit QDR and an MTI (moving target indic
ation) filter MFL, autocorrelation circuit ACR, average flow velocity calculation circuit AVR, dispersion calculation circuit DSR, and power (pow
er) An arithmetic circuit PWR is provided.

【0043】CFM処理部CMPは、直交検波回路QD
Rでエコー受信信号を直交検波し、MTIフィルタMF
LでMTI処理してドプラ信号を抽出し、自己相関回路
ACRで自己相関演算を行い、平均流速演算回路AVR
で自己相関演算結果から平均流速を求め、分散演算回路
DSRで自己相関演算結果から流速の分散を求め、パワ
ー演算回路PWRで自己相関演算結果からドプラ信号の
パワーを求めるようになっている。
The CFM processing unit CMP includes a quadrature detection circuit QD
R performs quadrature detection on the echo reception signal, and outputs an MTI filter MF
L to extract the Doppler signal by performing MTI processing, perform autocorrelation calculation with the autocorrelation circuit ACR, and calculate the average flow velocity calculation circuit AVR
, The average flow velocity is obtained from the autocorrelation calculation result, the variance calculation circuit DSR obtains the variance of the flow velocity from the autocorrelation calculation result, and the power calculation circuit PWR obtains the power of the Doppler signal from the autocorrelation calculation result.

【0044】これによって、被検体OBJ内の血流等の
平均流速とその分散およびドプラ信号のパワーを表すデ
ータがそれぞれ音線毎に得られる。平均流速データは音
線上に分布して音線上の各位置の平均流速を示すものと
なる。分散およびパワーについても同様である。これら
をCFMデータと呼ぶ。なお、流速は音線方向の成分と
して得られる。流れの方向は、近づく方向と遠ざかる方
向とが区別される。
As a result, data representing the average flow velocity of the blood flow and the like in the subject OBJ, the variance thereof, and the power of the Doppler signal are obtained for each sound ray. The average flow velocity data is distributed on the sound ray and indicates the average flow velocity at each position on the sound ray. The same applies to dispersion and power. These are called CFM data. The flow velocity is obtained as a component in the sound ray direction. The direction of the flow is distinguished between a direction approaching and a direction away from it.

【0045】このとき、マイクロバルーンのシンチレー
ションによるエコー受信信号の位相変化も、MTIフィ
ルタMFLにより、あたかもドプラ信号であるかのよう
に抽出される。これは、マイクロバルーン造影剤が所定
の造影部位に行き渡り移動が止まった状態でも抽出され
るもので、エコー源の並進移動による本来のドプラ信号
とは異なるものである。
At this time, the phase change of the echo reception signal due to the scintillation of the micro balloon is also extracted by the MTI filter MFL as if it were a Doppler signal. This is extracted even when the micro-balloon contrast agent spreads over the predetermined contrast region and stops moving, and is different from the original Doppler signal due to the translational movement of the echo source.

【0046】このような「ドプラ」信号について、自己
相関回路ACRで自己相関演算が行われ、その結果につ
いての、平均流速演算回路AVRによる平均流速演算、
分散演算回路DSRによる分散演算、および、パワー演
算回路PWRによるパワー演算により、あたかも血流の
平均流速とその分散およびドプラ信号のパワーであるか
のような、それぞれの信号が音線毎に得られる。これら
の信号も、上記の場合と同様に、音線上に分布してそれ
ぞれの位置での値を示す。これらは、音線上のシンチレ
ーションの発生点の分布すなわちマイクロバルーンの分
布を、それぞれの形態で示すものとなる。これらデータ
をもここではCFMデータと呼ぶ。CFM処理部CMP
は本発明における検出手段の実施の形態の一例であり、
また、ドプラ処理手段の実施の形態の一例である。
The auto-correlation circuit ACR performs an auto-correlation calculation on such a “Doppler” signal, and calculates an average flow speed calculated by the average flow speed calculation circuit AVR.
By the dispersion calculation by the dispersion calculation circuit DSR and the power calculation by the power calculation circuit PWR, each signal is obtained for each sound ray as if it were the average flow velocity of the blood flow and its variance and the power of the Doppler signal. . Similar to the above case, these signals are distributed on the sound ray and indicate values at respective positions. These indicate the distribution of the scintillation generation points on the sound ray, that is, the distribution of the microballoons in their respective forms. These data are also referred to herein as CFM data. CFM processing unit CMP
Is an example of an embodiment of the detection means in the present invention,
It is also an example of an embodiment of a Doppler processing unit.

【0047】Bモード処理部BMPおよびCFM処理部
CMPは画像処理部IMPに接続されている。画像処理
部IMPは、Bモード処理部BMPおよびCFM処理部
CMPからそれぞれ入力されるデータに基づいて、それ
ぞれBモード画像およびCFM画像を形成するものであ
る。画像処理部IMPは本発明における画像形成手段の
実施の形態の一例である。
The B-mode processing unit BMP and the CFM processing unit CMP are connected to the image processing unit IMP. The image processing unit IMP forms a B-mode image and a CFM image based on data respectively input from the B-mode processing unit BMP and the CFM processing unit CMP. The image processing unit IMP is an example of an embodiment of an image forming unit in the present invention.

【0048】画像処理部IMPは、図4に示すように、
バス(bus) BUSによって接続された音線データメモリ
AMM、ディジタル・スキャンコンバータDSC、画像
メモリIMMおよび画像処理回路IMKを備えている。
Bモード処理部BMPおよびCFM処理部CMPから音
線毎に入力されたBモード画像データおよびCFMデー
タは、音線データメモリAMMにそれぞれ記憶される。
音線データメモリAMMには音線データ空間が形成され
る。
The image processing unit IMP, as shown in FIG.
It has a sound ray data memory AMM, a digital scan converter DSC, an image memory IMM and an image processing circuit IMK connected by a bus BUS.
The B-mode image data and CFM data input for each sound ray from the B-mode processing unit BMP and the CFM processing unit CMP are stored in the sound ray data memory AMM, respectively.
A sound ray data space is formed in the sound ray data memory AMM.

【0049】ディジタル・スキャンコンバータDSC
は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間
のデータに変換するものである。画像メモリIMMは、
ディジタル・スキャンコンバータDSCによって変換さ
れた物理空間の画像データを記憶するものである。画像
処理回路IMKは、音線データメモリAMMおよび画像
メモリIMMのデータについてそれぞれ所定のデータ処
理を施すものである。データ処理の詳細については後述
する。
Digital Scan Converter DSC
Is for converting data in a sound ray data space into data in a physical space by scan conversion. The image memory IMM is
The image data of the physical space converted by the digital scan converter DSC is stored. The image processing circuit IMK performs predetermined data processing on the data in the sound ray data memory AMM and the data in the image memory IMM, respectively. Details of the data processing will be described later.

【0050】画像処理部IMPには表示部DISが接続
されている。表示部DISは画像処理部IMPから画像
データが与えられ、それに基づいて画像を表示するよう
になっている。すなわち、Bモード画像データに基づい
てBモード像を表示し、CFM画像データに基づいてC
FM像を表示する。
The display section DIS is connected to the image processing section IMP. The display unit DIS receives image data from the image processing unit IMP, and displays an image based on the image data. That is, a B-mode image is displayed based on the B-mode image data, and a C-mode image is displayed based on the CFM image data.
Display an FM image.

【0051】以上の送受信部TRX、Bモード処理部B
MP、CFM処理部CMP、画像処理部IMPおよび表
示部DISは制御部CNTに接続されている。制御部C
NTは、それら各部に制御信号を与えてその動作を制御
するようになっている。制御部CNTの制御の下で、B
モード動作およびCFMモード動作が実行される。
The transmitting / receiving section TRX and the B mode processing section B
The MP, the CFM processing unit CMP, the image processing unit IMP, and the display unit DIS are connected to the control unit CNT. Control unit C
The NT supplies a control signal to each of these units to control the operation. Under the control of the control unit CNT, B
The mode operation and the CFM mode operation are executed.

【0052】制御部CNTには操作部OPCが接続され
ている。操作部OPCは操作者によって操作され、制御
部CNTに所望の指令や情報を入力するようになってい
る。操作部OPCは、例えばキーボード(keyboard)やそ
の他の操作具を備えた操作パネル(panel) で構成され
る。
An operation unit OPC is connected to the control unit CNT. The operation unit OPC is operated by an operator, and inputs desired commands and information to the control unit CNT. The operation unit OPC includes, for example, an operation panel provided with a keyboard and other operation tools.

【0053】次に、Bモード撮像を例にとり本装置の動
作を説明する。超音波プローブPRBを被検体OBJの
所望の個所に位置決めし、操作部OPCを操作して撮像
動作を開始させる。
Next, the operation of the present apparatus will be described by taking B-mode imaging as an example. The ultrasonic probe PRB is positioned at a desired position on the subject OBJ, and the operation unit OPC is operated to start an imaging operation.

【0054】送受信部TRXは超音波プローブPRBを
通じて音線順次で被検体OBJの内部を走査して逐一そ
のエコーを受信する。Bモード処理部BMPは、送受信
部TRXから入力されるエコー受信信号からAスコープ
信号を求め、その各瞬時値を輝度値とするBモード画像
データを音線毎に形成する。
The transmitting / receiving unit TRX scans the inside of the object OBJ in the order of sound rays through the ultrasonic probe PRB, and receives the echoes one by one. The B-mode processing unit BMP obtains an A-scope signal from the echo reception signal input from the transmission / reception unit TRX, and forms B-mode image data having a luminance value at each instantaneous value for each sound ray.

【0055】画像処理部IMPは、Bモード処理部BM
Pから入力される音線毎のBモード画像データを音線デ
ータメモリAMMに記憶する。これによって、音線デー
タメモリAMM内に音線データ空間が形成される。
The image processing unit IMP includes a B-mode processing unit BM
The B-mode image data for each sound ray input from P is stored in the sound ray data memory AMM. As a result, a sound ray data space is formed in the sound ray data memory AMM.

【0056】画像処理回路IMKは、音線データメモリ
AMMの音線データをディジタル・スキャンコンバータ
DSCで物理空間の画像データに変換し、それを画像メ
モリIMMに書き込む。これによって、画像メモリIM
Mには物理空間におけるBモード画像データが得られ
る。
The image processing circuit IMK converts the sound ray data in the sound ray data memory AMM into image data in the physical space by the digital scan converter DSC, and writes it into the image memory IMM. Thereby, the image memory IM
In M, B-mode image data in the physical space is obtained.

【0057】次に、CFM像の撮像について説明すれ
ば、送受信部TRXは超音波プローブPRBを通じて音
線順次で被検体OBJの内部を走査し、逐一そのエコー
を受信する。その際、1音線当たり複数回の超音波の送
波とエコーの受信が行われる。
Next, the imaging of a CFM image will be described. The transmission / reception unit TRX scans the inside of the object OBJ in the order of sound rays through the ultrasonic probe PRB, and receives the echo one by one. At this time, transmission of ultrasonic waves and reception of echoes are performed a plurality of times per sound ray.

【0058】CFM処理部CMPは、エコー受信信号を
直交検波回路QDRで直交検波し、MTIフィルタMF
LでMTI処理し、自己相関回路ACRで自己相関を求
め、自己相関結果から、平均流速演算回路AVRで平均
流速を求め、分散演算回路DSRで分散を求め、パワー
演算回路PWRでパワーを求める。
The CFM processing unit CMP performs quadrature detection on the echo reception signal by the quadrature detection circuit QDR, and outputs the MTI filter MF
The MTI processing is performed by L, an autocorrelation is calculated by an autocorrelation circuit ACR, an average flow velocity is calculated by an average flow velocity calculation circuit AVR, a variance is calculated by a variance calculation circuit DSR, and a power is calculated by a power calculation circuit PWR from the autocorrelation result.

【0059】これらは、音線が血流部分を通過したとき
は、それぞれ血流の平均流速とその分散および血流信号
のパワーの音線上の分布を表すデータとなり、また、音
線が造影剤の所在する部位を通過したときは、音線上の
マイクロバルーンBLNのシンチレーションの分布を表
すデータとなる。なお、MTIフィルタMFLでのMT
I処理は1音線当たりの複数回のエコー受信信号を用い
て行われる。
When the sound ray passes through the blood flow portion, these data become the data representing the average flow velocity of the blood flow, its variance, and the distribution of the power of the blood flow signal on the sound ray. Is passed, the data represents the distribution of the scintillation of the micro balloon BLN on the sound ray. Note that MT in the MTI filter MFL
The I processing is performed using a plurality of echo reception signals per sound ray.

【0060】画像処理部IMPは、CFM処理部CMP
から入力される音線毎のCFMデータを音線データメモ
リAMMに記憶する。これによって、音線データメモリ
AMM内に音線データ空間が形成される。
The image processing unit IMP is a CFM processing unit CMP
Is stored in the sound ray data memory AMM. As a result, a sound ray data space is formed in the sound ray data memory AMM.

【0061】画像処理回路IMKは、音線データメモリ
AMM内の平均流速データと分散データに基づいてカラ
ー画像データを形成する。このカラー画像データは、例
えば血流について、近づく方向の流れを赤で表し、遠ざ
かる方向の流れを青で表し、速度を輝度で表し、分散を
緑の混入度によって表すものとされる。画像処理回路I
MKは、また、パワーデータによってパワー画像データ
を形成する。パワー画像データは、流れの速度およびそ
の方向に無関係に、流れの所在を示すものとなる。その
表示色は例えば黄色が用いられ、速度の像とは区別され
る。
The image processing circuit IMK forms color image data based on the average flow velocity data and the dispersion data in the sound ray data memory AMM. In the color image data, for example, the blood flow in the approaching direction is represented by red, the flow in the moving away direction is represented by blue, the speed is represented by luminance, and the variance is represented by the degree of green mixing. Image processing circuit I
The MK also forms power image data according to the power data. The power image data indicates the location of the flow, regardless of the speed and direction of the flow. The display color is, for example, yellow, and is distinguished from the speed image.

【0062】マイクロバルーンのシンチレーションにつ
いても、全く同様にしてカラー画像データおよびパワー
画像データが形成される。ただし、これらは血流を示す
ものではなくシンチレーションを表す。
[0062] Regarding the scintillation of the microballoons, color image data and power image data are formed in exactly the same manner. However, these do not indicate blood flow but indicate scintillation.

【0063】このようなカラー画像データまたはパワー
画像データが、Bモード撮像の場合と同様に、ディジタ
ル・スキャンコンバータDSCで走査変換されて画像メ
モリIMMに書き込まれる。このとき、例えばBモード
画像の上に、被検体内での位置を合わせて重ね書きす
る。
Such color image data or power image data is scan-converted by the digital scan converter DSC and written into the image memory IMM, as in the case of B-mode imaging. At this time, for example, the position in the subject is overwritten on the B-mode image and overwritten.

【0064】このような画像データが表示部DISに与
えられて、可視像として表示されることにより、例えば
図5に示すように、Bモード像すなわち組織の断層像I
Mbに重ねたカラー像IMcまたは組織の断層像IMb
に重ねたパワー像IMpが表示される。
Such image data is given to the display unit DIS and displayed as a visible image, so that, for example, as shown in FIG.
Color image IMc superimposed on Mb or tomographic image IMb of tissue
Is displayed.

【0065】超音波ビームで心臓等の血液循環系を走査
しているときは、カラー像IMcおよびパワー像IMp
は血流を画像化したものとなる。カラー像IMcは血流
の方向、速度および分散をカラー表示するCFM像とな
る。このCFM像は心臓の拍動に伴ってリズミカル(rhy
thmical)に変化する。
When scanning the blood circulation system such as the heart with the ultrasonic beam, the color image IMc and the power image IMp
Is an image of blood flow. The color image IMc is a CFM image that displays the direction, velocity, and dispersion of the blood flow in color. This CFM image is rhythmically (rhythmic) with the heartbeat.
thmical).

【0066】超音波ビームで造影剤の注入部位を走査し
ているときは、カラー像IMcおよびパワー像IMpは
マイクロバルーンのシンチレーションをそれぞれ画像化
したものとなり、これによって組織内の造影剤の分布が
映像化される。カラー像IMcはランダムかつきらびや
かに色調が変化するカラーパターンとして表示される。
このようなカラーパターンは、血流のCFM像のように
リズミカルに変化するものとは明瞭に区別して観察する
ことができ、混同するおそれはない。
When scanning the injection site of the contrast medium with the ultrasonic beam, the color image IMc and the power image IMp are obtained by imaging the scintillation of the microballoons, whereby the distribution of the contrast medium in the tissue is reduced. It is visualized. The color image IMc is displayed as a color pattern in which the color tone changes randomly and brilliantly.
Such a color pattern can be clearly distinguished and observed from a rhythmically changing one such as a CFM image of a blood flow, and there is no possibility of being confused.

【0067】このようにして、第2高調波イメージング
によらずにマイクロバルーン造影剤を映像化することが
できる。このため、第2高調波イメージングの場合のよ
うに、超音波送受信系における信号変換や増幅の際の波
形歪、あるいは、被検体内における超音波パルスの伝播
途上での非線形歪等による影響を受けることがなく、実
用上の効果が大きい。
In this way, it is possible to visualize the microballoon contrast agent without using the second harmonic imaging. For this reason, as in the case of the second harmonic imaging, it is affected by waveform distortion at the time of signal conversion or amplification in the ultrasonic transmission / reception system, or nonlinear distortion during propagation of the ultrasonic pulse in the subject. There is no practical effect.

【0068】〔実施の形態その2〕図6に超音波撮像装
置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の
一例である。なお、本装置の構成によって本発明の装置
に関する実施の形態の一例が示される。また、本装置の
動作によって本発明の方法に関する実施の形態の一例が
示される。
[Embodiment 2] FIG. 6 is a block diagram of an ultrasonic imaging apparatus. This device is an example of an embodiment of the present invention. Note that an example of an embodiment relating to the device of the present invention is shown by the configuration of the present device. Further, an example of an embodiment relating to the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.

【0069】図6に示すように、本装置は、超音波プロ
ーブPRBを有する。超音波プローブPRBは図1に示
したものと同様なものである。超音波プローブPRBは
被検体OBJに当接されて使用される。被検体OBJに
はマイクロバルーン造影剤BLNが予め注入されてい
る。
As shown in FIG. 6, the present apparatus has an ultrasonic probe PRB. The ultrasonic probe PRB is similar to the one shown in FIG. The ultrasonic probe PRB is used in contact with the subject OBJ. The microballoon contrast agent BLN has been injected into the subject OBJ in advance.

【0070】超音波プローブPRBは送受信部TRXに
接続されている。送受信部TRXは、超音波プローブP
RBに駆動信号を与えて被検体OBJ内に超音波を送波
させるものである。超音波は被検体OBJ内にビームと
して送波される。超音波ビームの送波は所定の時間間隔
で繰り返し行われる。超音波プローブPRBおよび送受
信部TRXは本発明における超音波照射手段の実施の形
態の一例である。
The ultrasonic probe PRB is connected to the transmitting / receiving unit TRX. The transmission / reception unit TRX includes the ultrasonic probe P
A drive signal is given to the RB to transmit an ultrasonic wave into the object OBJ. The ultrasonic wave is transmitted as a beam into the object OBJ. The transmission of the ultrasonic beam is repeatedly performed at predetermined time intervals. The ultrasonic probe PRB and the transmission / reception unit TRX are examples of the embodiment of the ultrasonic irradiation unit in the present invention.

【0071】超音波ビームの送波方向は順次変更され、
被検体OBJの内部が超音波ビームによって音線順次で
走査される。超音波ビームの形成とその走査は、図1に
示した装置と同様にして行われる。
The transmitting direction of the ultrasonic beam is sequentially changed,
The inside of the object OBJ is scanned by the ultrasonic beam in the order of sound rays. The formation and scanning of the ultrasonic beam are performed in the same manner as in the apparatus shown in FIG.

【0072】超音波の送信は、例えば8〜16波のトー
ンバースト信号によって行われる。これによって、周波
数スペクトラムが基本周波数f0の周りに集まる狭帯域
の超音波送信が行われるようになっている。なお、超音
波送信の狭帯域化は、フィルタを用いて行うようにして
も良い。これは精密な狭帯域化を行う点で好ましい。こ
れに対して、トーンバースト信号による方法はフィルタ
が不要な点で好ましい。
The transmission of the ultrasonic waves is performed by, for example, 8 to 16 tone burst signals. Thereby, narrow-band ultrasonic transmission in which the frequency spectrum gathers around the fundamental frequency f0 is performed. The narrowing of the ultrasonic transmission may be performed using a filter. This is preferable in that the band is precisely narrowed. On the other hand, the method using the tone burst signal is preferable because no filter is required.

【0073】送受信部TRXは、また、超音波プローブ
PRBが受波した被検体OBJからのエコー信号を受信
するようになっている。エコー信号の受信は超音波の送
波の繰り返しの合間に行われる。エコー信号は超音波送
波の音線に対応した受波音線に沿って受信される。した
がって、受波の音線も送波の音線に合わせて走査され
る。各回の受信によって、音線毎のエコー受信信号がそ
れぞれ形成される。このようなエコー受信信号の形成
は、図1に示した装置と同様にして行われる。
The transmitting / receiving unit TRX receives an echo signal from the subject OBJ received by the ultrasonic probe PRB. The reception of the echo signal is performed during the repetition of the transmission of the ultrasonic wave. The echo signal is received along a reception sound ray corresponding to the sound ray of the ultrasonic wave transmission. Accordingly, the received sound ray is also scanned in accordance with the transmitted sound ray. Each reception forms an echo reception signal for each sound ray. The formation of such an echo reception signal is performed in the same manner as in the apparatus shown in FIG.

【0074】送受信部TRXは、図7に示すように、3
系統のフィルタFLT1,FLT2およびFLT3を有
する。フィルタFLT1の通過帯域は送信超音波の周波
数帯域に合わせてある。これを図8に帯域B1で示す。
フィルタFLT3の通過帯域はマイクロバルーンBLN
の第2高調波エコーの周波数帯域に合わせられる。これ
を図8に帯域B3で示す。フィルタFLT2の通過帯域
は誘発音響放射による超音波の帯域に合わせられる。こ
れを図8に帯域B2で示す。帯域B2は帯域B1と帯域
B2の間の帯域となる。
As shown in FIG. 7, the transmitting / receiving section TRX
It has a system of filters FLT1, FLT2 and FLT3. The pass band of the filter FLT1 matches the frequency band of the transmitted ultrasonic wave. This is shown by band B1 in FIG.
The pass band of the filter FLT3 is the micro balloon BLN
In the frequency band of the second harmonic echo. This is shown by band B3 in FIG. The pass band of the filter FLT2 is matched to the band of the ultrasonic wave by the induced acoustic radiation. This is shown by band B2 in FIG. The band B2 is a band between the band B1 and the band B2.

【0075】エコー受信信号はこれらフィルタFLT1
〜FLT3に共通に入力される。これによって、フィル
タFLT1により基本周波数エコーが抽出され、フィル
タFLT2により誘発音響信号が抽出され、フィルタF
LT3により第2高調波エコーが抽出される。フィルタ
FLT2は本発明における検出手段の実施の形態の一例
であり、また、抽出手段の実施の形態の一例である。
The echo reception signal is applied to these filters FLT1
To FLT3. Thereby, the fundamental frequency echo is extracted by the filter FLT1, the induced sound signal is extracted by the filter FLT2, and the filter FLT1 is extracted.
A second harmonic echo is extracted by LT3. The filter FLT2 is an example of an embodiment of a detecting unit according to the present invention, and is an example of an embodiment of an extracting unit.

【0076】送受信部TRXはBモード処理部BMPに
接続されている。送受信部TRXから出力される音線毎
の3系統の受信信号は、Bモード処理部BMPに入力さ
れる。Bモード処理部BMPは、これら3系統の受信信
号に基づいて3系統のBモード画像データをそれぞれ形
成するようになっている。
The transmitting / receiving section TRX is connected to the B-mode processing section BMP. The three-system reception signals for each sound ray output from the transmission / reception unit TRX are input to the B-mode processing unit BMP. The B-mode processing unit BMP forms three B-mode image data based on the three received signals.

【0077】Bモード処理部BMPは、図2に示したよ
うな対数増幅回路LOGと包絡線検波回路DETを3系
統備えている。Bモード処理部BMPは、対数増幅回路
LOGで受信信号を対数増幅し、包絡線検波回路DET
で包絡線検波して音線上の個々の位置でのエコーまたは
音響放射の強度を表す信号、すなわちAスコープ信号を
得て、このAスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝
度値として、Bモード画像データを形成するようになっ
ている。
The B-mode processing unit BMP has three systems of a logarithmic amplifier LOG and an envelope detector DET as shown in FIG. The B-mode processing unit BMP logarithmically amplifies the received signal with a logarithmic amplifier LOG and generates an envelope detector DET.
To obtain a signal representing the intensity of the echo or acoustic radiation at each position on the sound ray, that is, an A-scope signal, and using the instantaneous amplitude of the A-scope signal as a brightness value, respectively, and obtaining a B-mode image. Data.

【0078】Bモード処理部BMPは画像処理部IMP
に接続されている。画像処理部IMPは、Bモード処理
部BMPから入力される3系統のデータに基づいて、そ
れぞれ3系統のBモード画像を形成するものである。画
像処理部IMPは本発明における画像形成手段の実施の
形態の一例である。
The B mode processing unit BMP is an image processing unit IMP
It is connected to the. The image processing unit IMP forms three B-mode images based on three systems of data input from the B-mode processing unit BMP. The image processing unit IMP is an example of an embodiment of an image forming unit in the present invention.

【0079】画像処理部IMPは、図4に示したよう
な、音線データメモリAMM、ディジタル・スキャンコ
ンバータDSC、画像メモリIMMおよび画像処理回路
IMKを備えている。Bモード処理部BMPから音線毎
に入力された3系統のBモード画像データは、音線デー
タメモリAMMにそれぞれ記憶される。音線データメモ
リAMMには音線データ空間が形成される。
The image processing section IMP includes a sound ray data memory AMM, a digital scan converter DSC, an image memory IMM, and an image processing circuit IMK as shown in FIG. The three B-mode image data input from the B-mode processing unit BMP for each sound ray are stored in the sound ray data memory AMM. A sound ray data space is formed in the sound ray data memory AMM.

【0080】ディジタル・スキャンコンバータDSC
は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間
のデータに変換するものである。画像メモリIMMは、
ディジタル・スキャンコンバータDSCによって変換さ
れた物理空間の画像データを記憶するものである。画像
処理回路IMKは、音線データメモリAMMおよび画像
メモリIMMのデータについてそれぞれ所定のデータ処
理を施すものである。データ処理の詳細については後述
する。
Digital Scan Converter DSC
Is for converting data in a sound ray data space into data in a physical space by scan conversion. The image memory IMM is
The image data of the physical space converted by the digital scan converter DSC is stored. The image processing circuit IMK performs predetermined data processing on the data in the sound ray data memory AMM and the data in the image memory IMM, respectively. Details of the data processing will be described later.

【0081】画像処理部IMPには表示部DISが接続
されている。表示部DISは画像処理部IMPから画像
データが与えられ、それに基づいて画像を表示するよう
になっている。
The display section DIS is connected to the image processing section IMP. The display unit DIS receives image data from the image processing unit IMP, and displays an image based on the image data.

【0082】以上の送受信部TRX、Bモード処理部B
MP、画像処理部IMPおよび表示部DISは制御部C
NTに接続されている。制御部CNTは、それら各部に
制御信号を与えてその動作を制御するようになってい
る。制御部CNTの制御の下でBモード動作が実行され
る。
The transmission / reception unit TRX and the B mode processing unit B
The MP, the image processing unit IMP, and the display unit DIS are controlled by the control unit C.
Connected to NT. The control unit CNT supplies a control signal to each of these units to control the operation thereof. The B mode operation is executed under the control of the control unit CNT.

【0083】制御部CNTには操作部OPCが接続され
ている。操作部OPCは操作者によって操作され、制御
部CNTに所望の指令や情報を入力するようになってい
る。操作部OPCは、例えばキーボードやその他の操作
具を備えた操作パネルで構成される。
An operation unit OPC is connected to the control unit CNT. The operation unit OPC is operated by an operator, and inputs desired commands and information to the control unit CNT. The operation unit OPC includes, for example, an operation panel including a keyboard and other operation tools.

【0084】次に、本装置の動作を説明する。超音波プ
ローブPRBを被検体OBJの所望の個所に位置決め
し、操作部OPCを操作して撮像動作を開始させる。送
受信部TRXは超音波プローブPRBを通じて音線順次
で被検体OBJの内部を走査してそこから帰投する超音
波信号を逐一受信し、フィルタFLT1〜FLT3 によ
って受信信号から基本周波数エコー信号、誘発音響信号
および第2高調波エコー信号を分離する。
Next, the operation of the present apparatus will be described. The ultrasonic probe PRB is positioned at a desired position on the subject OBJ, and the operation unit OPC is operated to start an imaging operation. The transmission / reception unit TRX scans the inside of the object OBJ in the order of sound rays through the ultrasonic probe PRB, receives the ultrasonic signals returning from the object OBJ one by one, and receives the fundamental frequency echo signal and the induced acoustic signal from the received signals by the filters FLT1 to FLT3. And the second harmonic echo signal.

【0085】Bモード処理部BMPは、送受信部TRX
から入力される3系統の受信信号から3系統のBモード
画像データを音線毎に形成する。画像処理部IMPは、
Bモード処理部BMPから入力される音線毎の3系統の
Bモード画像データを音線データメモリAMMにそれぞ
れ記憶する。
The B mode processing unit BMP includes a transmitting / receiving unit TRX
The three-system B-mode image data is formed for each sound ray from the three-system reception signals input from the CPU. The image processing unit IMP
The three systems of B-mode image data for each sound ray input from the B-mode processing unit BMP are stored in the sound ray data memory AMM.

【0086】画像処理回路IMKは、音線データメモリ
AMMの3系統の音線データをそれぞれディジタル・ス
キャンコンバータDSCで物理空間の画像データに変換
し、それらを画像メモリIMMに書き込む。これによっ
て、画像メモリIMMには物理空間における3系統のB
モード画像データが得られる。これらの画像データは、
それぞれ、基本周波数エコーに基づくBモード画像デー
タ、誘発音響放射に基づくBモード画像データおよび第
2高調波エコーに基づくBモード画像データとなる。各
画像データにはそれぞれ異なる表示色が指定される。
The image processing circuit IMK converts each of the three sets of sound ray data in the sound ray data memory AMM into image data in the physical space by the digital scan converter DSC, and writes them into the image memory IMM. As a result, the image memory IMM has three systems of B in the physical space.
Mode image data is obtained. These image data are
The B-mode image data is based on the fundamental frequency echo, the B-mode image data is based on the induced acoustic radiation, and the B-mode image data is based on the second harmonic echo. Different display colors are designated for the respective image data.

【0087】画像メモリIMMへの書き込みに当たり、
画像処理回路IMKは例えば基本周波数エコーに基づく
画像と誘発音響放射に基づく画像を被検体OBJ内での
位置を合わせて書き込み、また、基本周波数エコーに基
づく画像と第2高調波エコーに基づく画像を被検体OB
J内での位置を合わせて書き込む。
In writing to the image memory IMM,
The image processing circuit IMK writes, for example, an image based on the fundamental frequency echo and an image based on the induced acoustic radiation in the subject OBJ in alignment with each other, and also writes an image based on the fundamental frequency echo and an image based on the second harmonic echo. Subject OB
Write the position within J.

【0088】このような画像データが表示部DISに与
えられて、可視像として表示されることにより、例えば
図9に示すように、基本波エコー像すなわち組織の断層
像IMbに誘発音響像IMiを重ねた画像および組織の
断層像IMbに第2高調波エコー像IMhを重ねた画像
が表示される。
Such image data is given to the display section DIS and displayed as a visible image, so that, for example, as shown in FIG. 9, the induced acoustic image IMi is formed on the fundamental wave echo image, that is, the tomographic image IMb of the tissue. And an image obtained by superimposing the second harmonic echo image IMh on the tomographic image IMb of the tissue.

【0089】このようにして、誘発音響放射を利用する
ことにより、第2高調波イメージングによらずにマイク
ロバルーン造影剤を映像化することができる。このた
め、第2高調波イメージングの場合のように、超音波送
受信系における信号変換や増幅の際の波形歪、あるい
は、被検体内における超音波パルスの伝播途上での非線
形歪等による影響を受けることがなく、実用上の効果が
大きい。
In this way, by utilizing the induced acoustic radiation, it is possible to visualize the microballoon contrast agent without using the second harmonic imaging. For this reason, as in the case of the second harmonic imaging, it is affected by waveform distortion at the time of signal conversion or amplification in the ultrasonic transmission / reception system, or nonlinear distortion during propagation of the ultrasonic pulse in the subject. There is no practical effect.

【0090】[0090]

【発明の効果】以上詳細に説明したように、請求項1の
発明によれば、マイクロバルーンのシンチレーションに
よるエコー信号の変化に基づいてマイクロバルーンを映
像化するようにしたので、マイクロバルーン造影剤を用
いた超音波撮像を第2高調波によらずに行う超音波撮像
方法を実現することができる。
As described above in detail, according to the first aspect of the present invention, the microballoon is visualized based on the change in the echo signal due to the scintillation of the microballoon. An ultrasonic imaging method in which the used ultrasonic imaging is performed without using the second harmonic can be realized.

【0091】また、請求項2の発明によれば、検出手段
によりエコー信号のシンチレーションを検出し、画像形
成手段により検出手段の出力信号に基づいて画像を形成
するようにしたので、マイクロバルーン造影剤を用いた
超音波撮像を第2高調波によらずに行う超音波撮像装置
を実現することができる。
According to the second aspect of the present invention, the detection means detects the scintillation of the echo signal and the image forming means forms an image based on the output signal of the detection means. It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using irrespective of the second harmonic.

【0092】また、請求項3の発明によれば、ドプラ信
号処理手段によってマイクロバルーンのシンチレーショ
ンによるエコー信号の位相変化を検出するようにしたの
で、マイクロバルーン造影剤を用いた超音波撮像を第2
高調波によらずに行う超音波撮像装置を実現することが
できる。
According to the third aspect of the present invention, the phase change of the echo signal due to the scintillation of the microballoon is detected by the Doppler signal processing means, so that the ultrasonic imaging using the microballoon contrast agent can be performed in the second mode.
It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that does not rely on harmonics.

【0093】また、請求項4の発明よれば、マイクロバ
ルーン造影剤を含有する被検体に超音波を照射して、マ
イクロバルーンからの誘発音響放射に基づいて画像を形
成するようにしたので、マイクロバルーン造影剤を用い
た超音波撮像を第2高調波によらずに行う超音波撮像方
法を実現することができる。
According to the fourth aspect of the present invention, the subject containing the microballoon contrast agent is irradiated with ultrasonic waves to form an image based on the induced acoustic radiation from the microballoon. An ultrasonic imaging method that performs ultrasonic imaging using a balloon contrast agent without using the second harmonic can be realized.

【0094】また、請求項5の発明によれば、超音波照
射手段によりマイクロバルーン造影剤を含有する被検体
に超音波を照射し、検出手段によりマイクロバルーンか
らの誘発音響放射を検出し、画像形成手段により誘発音
響放射に基づいて画像を形成するようにしたので、マイ
クロバルーン造影剤を用いた超音波撮像を第2高調波に
よらずに行う超音波撮像装置を実現することができる。
According to the fifth aspect of the present invention, the object containing the microballoon contrast agent is irradiated with ultrasonic waves by the ultrasonic irradiation means, and the induced acoustic radiation from the microballoons is detected by the detection means. Since the image is formed by the forming means based on the induced acoustic radiation, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging using the microballoon contrast agent without using the second harmonic.

【0095】また、請求項6の発明によれば、抽出手段
により照射超音波の基本周波数と第2高調波周波数の間
の周波数を持つ信号を抽出するようにしたので、マイク
ロバルーン造影剤を用いた超音波撮像を第2高調波によ
らずに行う超音波撮像装置を実現することができる。
According to the sixth aspect of the present invention, a signal having a frequency between the fundamental frequency and the second harmonic frequency of the irradiation ultrasonic wave is extracted by the extracting means. It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that performs ultrasonic imaging without using the second harmonic.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図1】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。
FIG. 1 is a block diagram of a device according to an example of an embodiment of the present invention.

【図2】本発明の実施の形態の一例の装置の一部のブロ
ック図である。
FIG. 2 is a block diagram of a part of an apparatus according to an embodiment of the present invention;

【図3】本発明の実施の形態の一例の装置の一部のブロ
ック図である。
FIG. 3 is a block diagram of a part of an apparatus according to an embodiment of the present invention;

【図4】本発明の実施の形態の一例の装置の一部のブロ
ック図である。
FIG. 4 is a block diagram of a part of an apparatus according to an embodiment of the present invention;

【図5】本発明の実施の形態の一例の装置における画像
表示例を示す図である。
FIG. 5 is a diagram showing an example of image display in the apparatus according to the embodiment of the present invention;

【図6】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。
FIG. 6 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図7】本発明の実施の形態の一例の装置の一部のブロ
ック図である。
FIG. 7 is a block diagram of a part of an apparatus according to an embodiment of the present invention;

【図8】本発明の実施の形態の一例における受信信号の
周波数帯域を示す図である。
FIG. 8 is a diagram illustrating a frequency band of a received signal according to an example of an embodiment of the present invention.

【図9】本発明の実施の形態の一例の装置における画像
表示例を示す図である。
FIG. 9 is a diagram showing an example of image display in the apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図10】ディスプレイ上に表示したイマイクロバルー
ンを含有するファントムのCFM像およびドプラスペク
トラム像を中間調画像の写真で示す図である。
FIG. 10 is a diagram showing a CFM image and a Doppler spectrum image of a phantom containing an i-micro balloon displayed on a display by a photograph of a halftone image.

【図11】ディスプレイ上に表示したマイクロバルーン
を含有するファントムからのエコーの周波数スペクトラ
ムを中間調画像の写真で示す図である。
FIG. 11 is a diagram showing a frequency spectrum of an echo from a phantom containing a microballoon displayed on a display as a photograph of a halftone image.

【図12】ディスプレイ上に表示したマイクロバルーン
を含有しないファントムからのエコーの周波数スペクト
ラムを中間調画像の写真で示す図である。
FIG. 12 is a diagram showing a frequency spectrum of an echo from a phantom containing no microballoons displayed on a display as a photograph of a halftone image.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

OBJ 被検体 BLN マイクロバルーン造影剤 PRB 超音波プローブ TRX 送受信部 BMP Bモード処理部 CMP CFM処理部 IMP 画像処理部 DIS 表示部 CNT 制御部 OPC 操作部 LOG 対数増幅回路 DET 包絡線検波回路 QDR 直交検波回路 MFL MTIフィルタ ACR 自己相関回路 AVR 平均流速演算回路 DSR 分散演算回路 PWR パワー演算回路 AMM 音線データメモリ DSC ディジタル・スキャンコンバータ IMM 画像メモリ IMK 画像処理回路 FLT1〜FLT3 フィルタ OBJ Subject BLN Micro-balloon contrast agent PRB Ultrasound probe TRX transmitting / receiving unit BMP B-mode processing unit CMP CFM processing unit IMP Image processing unit DIS display unit CNT control unit OPC operation unit LOG Logarithmic amplifier circuit DET Envelope detection circuit QDR Quadrature detection circuit MFL MTI filter ACR Autocorrelation circuit AVR Average flow velocity operation circuit DSR Distributed operation circuit PWR Power operation circuit AMM Sound ray data memory DSC Digital scan converter IMM Image memory IMK Image processing circuit FLT1 to FLT3 Filter

Claims (6)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 マイクロバルーン造影剤を含有する被検
体に超音波を照射しエコーに基づいて画像を形成する超
音波撮像方法であって、 マイクロバルーンのシンチレーションによるエコー信号
の変化に基づいて画像を形成する、 ことを特徴とする超音波撮像方法。
1. An ultrasonic imaging method for irradiating a subject containing a microballoon contrast agent with an ultrasonic wave to form an image based on an echo, wherein the image is formed based on a change in an echo signal due to scintillation of the microballoon. Forming an ultrasonic imaging method.
【請求項2】 マイクロバルーン造影剤を含有する被検
体に超音波を照射しエコーに基づいて画像を形成する超
音波撮像装置であって、 マイクロバルーンのシンチレーションによるエコー信号
の変化を検出する検出手段と、 前記検出手段の出力信号に基づいて画像を形成する画像
形成手段とを具備する、 ことを特徴とする超音波撮像装置。
2. An ultrasonic imaging apparatus for irradiating a subject containing a microballoon contrast medium with an ultrasonic wave to form an image based on an echo, and detecting a change in an echo signal due to scintillation of the microballoon. And an image forming means for forming an image based on an output signal of the detecting means.
【請求項3】 前記検出手段がドプラ信号処理手段を有
する、 ことを特徴とする請求項2に記載の超音波撮像装置。
3. The ultrasonic imaging apparatus according to claim 2, wherein said detection means has a Doppler signal processing means.
【請求項4】 マイクロバルーン造影剤を含有する被検
体に超音波を照射し、 それによって誘発されるマイク
ロバルーンからの音響放射に基づいて画像を形成する、 ことを特徴とする超音波撮像方法。
4. An ultrasonic imaging method, comprising: irradiating a subject containing a microballoon contrast medium with ultrasonic waves; and forming an image based on acoustic radiation from the microballoons induced by the ultrasonic waves.
【請求項5】 マイクロバルーン造影剤を含有する被検
体に超音波を照射する超音波照射手段と、 前記超音波照射手段から照射された超音波によってマイ
クロバルーンから誘発された音響放射を検出する検出手
段と、 前記検出手段の出力信号に基づいて画像を形成する画像
形成手段とを具備する、 ことを特徴とする超音波撮像装置。
5. An ultrasonic irradiator for irradiating an ultrasonic wave to a subject containing a microballoon contrast agent, and detection for detecting acoustic radiation induced from the micro balloon by the ultrasonic wave radiated from the ultrasonic irradiator. And an image forming means for forming an image based on an output signal of the detecting means.
【請求項6】 前記検出手段が前記照射された超音波の
基本周波数と第2高調波周波数の間の周波数を持つ信号
を抽出する抽出手段を有する、 ことを特徴とする請求項5に記載の超音波撮像装置。
6. The apparatus according to claim 5, wherein said detecting means has an extracting means for extracting a signal having a frequency between a fundamental frequency and a second harmonic frequency of said irradiated ultrasonic wave. Ultrasound imaging device.
JP24327596A 1996-09-13 1996-09-13 Ultrasound imaging device Expired - Fee Related JP3519882B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP24327596A JP3519882B2 (en) 1996-09-13 1996-09-13 Ultrasound imaging device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP24327596A JP3519882B2 (en) 1996-09-13 1996-09-13 Ultrasound imaging device

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH1085211A true JPH1085211A (en) 1998-04-07
JP3519882B2 JP3519882B2 (en) 2004-04-19

Family

ID=17101452

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP24327596A Expired - Fee Related JP3519882B2 (en) 1996-09-13 1996-09-13 Ultrasound imaging device

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP3519882B2 (en)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000342586A (en) * 1999-03-30 2000-12-12 Toshiba Iyo System Engineering Kk Device and method for ultrasonic diagnosis
JP2001000434A (en) * 1999-05-28 2001-01-09 General Electric Co <Ge> Method and system for imaging substances
WO2002060326A1 (en) * 2001-02-01 2002-08-08 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic enhanced-contrast imager and its method
JP2008206724A (en) * 2007-02-27 2008-09-11 Hitachi Ltd Ultrasonic imaging apparatus
JP2009045310A (en) * 2007-08-22 2009-03-05 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus
JP2009119134A (en) * 2007-11-16 2009-06-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ultrasonic imaging apparatus

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000342586A (en) * 1999-03-30 2000-12-12 Toshiba Iyo System Engineering Kk Device and method for ultrasonic diagnosis
JP2001000434A (en) * 1999-05-28 2001-01-09 General Electric Co <Ge> Method and system for imaging substances
WO2002060326A1 (en) * 2001-02-01 2002-08-08 Hitachi Medical Corporation Ultrasonic enhanced-contrast imager and its method
JP2008206724A (en) * 2007-02-27 2008-09-11 Hitachi Ltd Ultrasonic imaging apparatus
JP2009045310A (en) * 2007-08-22 2009-03-05 Aloka Co Ltd Ultrasonic diagnostic apparatus
JP2009119134A (en) * 2007-11-16 2009-06-04 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ultrasonic imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP3519882B2 (en) 2004-04-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3580627B2 (en) Ultrasound diagnostic equipment
US8454517B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method
Carovac et al. Application of ultrasound in medicine
US8055036B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image display method
JP4582827B2 (en) Ultrasonic diagnostic equipment
JP4945040B2 (en) Ultrasonic diagnostic equipment
JP2005523743A (en) Contrast-enhanced color flow rendering process
JP2009119299A (en) Ultrasonic process, and circuit for carrying out the method
CN101849840A (en) Diagnostic ultrasound equipment and method of generating ultrasonic image
JP4642977B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic imaging method
US6783496B2 (en) Method and apparatus for improving contrast-to-tissue ratio in ultrasound contrast imaging with subharmonic imaging
JP2004181209A (en) Ultrasonic diagnostic apparatus
JP3519882B2 (en) Ultrasound imaging device
JP3984698B2 (en) Ultrasonic imaging device
JP4574790B2 (en) Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method
JP2001258886A (en) Image forming method and device, and ultrasonic photographing device
JP3502727B2 (en) Ultrasound imaging device
JP2002028160A (en) Ultrasonograph
JP3488541B2 (en) Ultrasound diagnostic equipment
JPH10314170A (en) Ultrasonic diagnostic device
JP2009136552A (en) Ultrasonic diagnostic apparatus, radiofrequency ablation apparatus and ultrasonic diagnostic therapeutic system and ultrasonic diagnostic therapeutic apparatus
US6533728B1 (en) Method and apparatus for recovery and parametric display of contrast agents in ultrasound imaging
JPH03261466A (en) Ultrasonic diagnostic device
JPH11137547A (en) Ultrasonic photographing method and device
JP4393554B2 (en) Ultrasonic diagnostic equipment

Legal Events

Date Code Title Description
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20040120

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20040130

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080206

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090206

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090206

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100206

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100206

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100206

Year of fee payment: 6

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100206

Year of fee payment: 6

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100206

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110206

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110206

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120206

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120206

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120206

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130206

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130206

Year of fee payment: 9

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130206

Year of fee payment: 9

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees