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JPH09201359A - 超音波診断装置 - Google Patents

超音波診断装置

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Publication number
JPH09201359A
JPH09201359A JP8013266A JP1326696A JPH09201359A JP H09201359 A JPH09201359 A JP H09201359A JP 8013266 A JP8013266 A JP 8013266A JP 1326696 A JP1326696 A JP 1326696A JP H09201359 A JPH09201359 A JP H09201359A
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JP
Japan
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normal
harmonic
ultrasonic
transmission
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Application number
JP8013266A
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Naohisa Kamiyama
直久 神山
Yoshitaka Mine
喜隆 嶺
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Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
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Publication date
Application filed by Toshiba Corp filed Critical Toshiba Corp
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Priority to US08/790,434 priority patent/US5873829A/en
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Abstract

(57)【要約】 【課題】ハーモニックエコー法を実施する場合、モード
間の切り換えを不要にし、操作性を高めるとともに、信
頼性の高い血流動態の診断情報を得る。 【解決手段】超音波造影剤を注入した被検体の所望部位
における造影剤の分布情報を得ることができる装置。所
望部位の断面を超音波信号でスキャンするとともに、同
一ラスタに対して通常Ｂモードとハーモニックモードに
関する少なくとも２回のスキャンを行ってこの断面から
エコー信号を得るスキャン手段（１３，１４，２１，２
２，４１〜４３）と、エコー信号に基づいて通常Ｂモー
ドの画像データを得る第１の処理手段（２３，２５，２
６）と、エコー信号に基づいてハーモニックモードにお
ける送信基本成分に対する非基本波成分の画像データを
得る第２の処理手段（２３〜２６）と、処理された画像
データを表示する表示手段（２７，２８，４１）とを備
える。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波診断装置に
係り、とくに、組織の血流パフュージョンの検出及びそ
の定量評価を行うために、被検体に超音波造影剤を注入
した状態で超音波スキャンを行う「ハーモニックエコー
法」と呼ばれる撮像法を実施する機能を搭載した超音波
診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波信号の送受により画像信号を得る
超音波診断装置は、超音波信号の非侵襲性を利用して従
来より種々の態様で使用されている。この超音波診断装
置の主流は、超音波パルス反射法を用いて生体の軟部組
織の断層像を得るタイプである。この撮像法は無侵襲で
組織の断層像を得るものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線Ｃ
Ｔスキャナ、ＭＲＩ装置、および核医学診断装置など、
ほかの医用モダリティに比べて、リアルタイム表示が可
能、装置が小形で比較的安価、Ｘ線などの被爆が無い、
超音波ドプラ法に拠り血流イメージングができるなど、
多くの利点を有している。このため心臓、腹部、乳線、
泌尿器、および産婦人科などの診断に好適になってい
る。とくに、超音波プローブを体表に当てるだけの簡単
な操作により、心臓の拍動や胎児の動きがリアルタイム
に観察でき、また被爆なども無いから何度も繰り返して
検査でき、さらに装置をベッドサイドに移動させて容易
に検査できるという利点も在る。
【０００３】このような状況下において、近年、心臓や
腹部臓器に対して超音波信号を用いた新しい検査法が開
発されつつある。それは静脈から超音波造影剤を注入し
た状態で超音波スキャンを行い、その結果得られた画像
から血流動態の評価を行うものである（例えば、米国特
許第５，４１０，５１６号又は特許出願公表、平４−５
０１５１８号参照）。静脈からの造影剤注入は動脈注入
よりも侵襲性が低いので、この血流動態評価法が普及し
てきている。超音波造影剤としては、例えば、「用手的
あるいはソニケータにより気泡の生成された５％ヒトア
ルブミン」が知られている。この造影剤の主成分は微小
な気泡であり、この気泡が超音波信号の反射源となる。
造影剤の注入量が多く、またその濃度が高いほど造影効
果は大きいものの、気泡であるが故に、超音波照射に因
って気泡が潰れ、造影効果時間が短縮するという事態も
起こる。近年、持続性及び耐圧性が高い造影剤も開発さ
れているが、造影剤が体内にあまりに長時間存続させる
ことは侵襲性を増加させることになると予想されてい
る。
【０００４】超音波造影剤を用いた最も基本的な診断に
は、造影剤に因る輝度増強の有無を調べることにより診
断部位の血流の有無を知るという手法が採用されてい
る。さらに進んだ診断では、診断部位の造影剤の空間分
布の時間変化の情報を、輝度変化の広がりや輝度増強の
程度を知ることで得る手法が採用されている。また、注
入された造影剤が関心領域（ＲＯＩ）に到達するまでの
時間、およびＲＯＩ内での造影剤に因るエコー輝度の時
間変化（ＴＤＣ：time density curve）あるいは最大輝
度などを求め、これに基づいて上記空間分布の時間変化
情報を得る手法も実施されている。これらの手法に必要
な、造影剤に因る超音波エコーのエコーレベルの変化を
検出する処理は、従来では、Ｂモード画像の輝度レベル
変化を単に視覚的に認識するか、又は、複数フレームの
画像データをメモリに一度記憶させ、後にそれぞれの画
像を読み出してヒストグラム計算などの処理によりエコ
ーレベル変化の定量測定やＴＤＣ作成を行うようになっ
ていた。
【０００５】さらに、近年では、超音波造影剤に因るコ
ントラストエコーの増強効果を高める手法として「ハー
モニックエコー法」が考えられている。ハーモニックエ
コー法は、造影剤の微小気泡が音響的な非線形現象、す
なわち送信基本周波数に対する非線形成分、とくに２次
高調波（ハーモニクス）成分の反射エコー信号を発生し
易いことを利用したもので、ハーモニクスを生じ難い体
内の臓器との間で信号レベル上の差別化を図ることに基
礎を置いている。例えば、反射エコー信号には送信波の
基本周波数成分と造影剤に因るハーモニクス成分を含む
ので、基本周波数成分をフィルタで除去した残りの信号
を表示すれば、ハーモニクス成分、すなわち造影剤に因
る増強程度を反映した画像が得られる。
【０００６】このようにハーモニックエコー法を用いる
と、比較的少量の造影剤を投与するだけで、関心領域の
造影剤の有無、すなわち血流パフュージョンを観測で
き、診断に有用な情報が得られる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たハーモニックエコー法に拠る診断を実施する場合、ハ
ーモニックエコー法に基づく映像化のみを実施するだけ
では、以下に述べる如く、様々な不都合が生じる。
【０００８】第１に、診断モードに関する問題がある。
超音波造影剤の投与（注入）前においては、体内の臓
器、血管あるいは血液の非線形効果が小さいため、この
時点でハーモニックエコー法（ハーモニックモード）を
実施しても画像情報としては殆ど何にも得られない。こ
のため、造影剤投与前に関心部位を探し、設定する場
合、ハーモニックモードを通常のグレースケールの断層
像を診るＢモード（通常Ｂモード）に切り換えてそれを
行う必要があり、その分、操作が煩わしくなる。
【０００９】第２に、観測部位の特定に関する問題があ
る。超音波造影剤を投与してその染影度を観測していく
と、染影効果は次第に衰えていくので、臓器形状を観測
できない場合、観測部位が断層面上の観測対象臓器から
不用意にずれてしまっても観測者は気付かないというこ
とがある。このような事態が想定されるので、診断結果
には当然に信頼性への疑念が付きまとう。
【００１０】第３に、超音波造影剤の主成分である微小
気泡に起因した問題がある。この微小気泡は非常にデリ
ケートで、特定の超音波を照射すると消失することが分
かっている。これについては、例えば、論文「"In vitr
o detection of cavitationinduced by a diagnostic u
ltrasound system", by Christy K. Holland et. at.,
IEEE Trans. on Ultrason. Ferroelec. and Freq. Con
t. vol.39, No.1, Jan. 1992」において気泡を崩壊させ
る超音波の音圧値などが報告されている通りである。こ
の報告は、本発明者の実験でも検証されており、臨床で
用いる程度の音圧でも気泡崩壊が起こり得ることが確認
された。さらに、気泡は入射音圧に対してその大きさ
（径）に依存した周波数特性を示すことが知られてい
る。とくに、共振周波数下では、気泡は大振幅の振動を
引き起こし、崩壊あるいはキャビテーションが起こる。
超音波照射に因る気泡消失が造影剤（微小気泡）の供給
スピードよりも速いレーで生じると、造影剤に拠る増強
信号は得られないことになる。したがって、超音波信号
の送信音圧、送信周波数、送信レート、プローブの送信
開口、送信焦点などに送信条件を表す物理量の適切値を
考慮する必要がある。しかし、従来ではそのような点は
未だ考慮まされていなかった。
【００１１】本発明は、上述した不都合に鑑みてなされ
たもので、ハーモニックエコー法を実施する場合、モー
ド間の切り換えを不要にし、操作性を高めるとともに、
信頼性の高い血流動態の診断情報を得ることができるよ
うにすることを、その目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明の超音波診断装置は、超音波造影剤を注入し
た被検体の所望部位における前記超音波造影剤の分布情
報を得ることができるようにした装置で、前記所望部位
の断面を超音波信号でスキャンするとともに、同一ラス
タに対して通常Ｂモードとハーモニックモードに関する
少なくとも２回のスキャンを行ってこの断面からエコー
信号を得るスキャン手段と、このスキャン手段により得
られたエコー信号に基づいて前記通常Ｂモードの画像デ
ータを得る第１の処理手段と、前記スキャン手段により
得られたエコー信号に基づいて前記ハーモニックモード
における送信基本成分に対する非基本波成分の画像デー
タを得る第２の処理手段と、前記第１および第２の処理
手段により処理された画像データを表示する表示手段と
を、備えた。
【００１３】前記表示手段は、例えば、前記第１および
第２の処理手段により得られた画像データのそれぞれを
互いに分割態様で表示する手段である。また前記表示手
段は、例えば、前記第１の処理手段により得られた通常
Ｂモードの画像データに前記第２の処理手段により得ら
れたハーモニックモードの画像データを重畳して表示す
る重畳表示手段である。前記重畳表示手段は、好適に
は、前記ハーモニックモードの画像データに色付けする
手段を備える。また前記重畳表示手段は、前記通常Ｂモ
ードの画像データの内の前記ハーモニックモードの画像
データが存在する画素のみに色付けを施して表示する手
段としてもよい。
【００１４】前記スキャン手段は、好適には、前記断面
を前記超音波信号で１回スキャンする間に同一ラスタの
それぞれに対して前記通常Ｂモードのスキャンと前記ハ
ーモニックモードのスキャンとを交互に繰り返す制御手
段を備える。
【００１５】また前記スキャン手段は、好適には、前記
同一ラスタのそれぞれについて前記ハーモニックモード
のスキャンを前記通常Ｂモードのスキャンに対して先行
させる手段を備える。
【００１６】例えば、前記スキャン手段は、前記通常Ｂ
モードのスキャンと前記ハーモニックモードのスキャン
とをフレーム毎に切り換えて行う制御手段を備える。こ
の制御手段は、例えば、前記通常Ｂモードのスキャンと
前記ハーモニックモードのスキャンとをフレーム毎にか
つ交互に行わせる手段である。また、前記制御手段は、
前記ハーモニックモードのスキャンを１フレーム行わせ
た後で前記通常Ｂモードのスキャンを２フレーム以上行
わせる手段であってもよい。
【００１７】さらに好ましくは、前記スキャン手段は、
前記通常Ｂモードのスキャンと前記ハーモニックモード
のスキャンとにおける前記超音波信号の送信条件をモー
ド毎に制御する送信条件制御手段を備える。前記送信条
件は前記超音波信号の周波数、音圧、波数、波形、焦
点、送信レート、およびプローブ送信開口の内の少なく
とも一つのパラメータを含む。また例えば、前記送信条
件は前記超音波信号の周波数、音圧、開口の内の１つで
あり、この周波数、音圧、開口のときは前記通常Ｂモー
ドよりも前記ハーモニックモードの方を低く（小さく）
設定してあることが望ましい。また送信条件が例えば波
数の場合、ハーモニックモードの方を大きく設定するこ
とが望ましい。さらに、送信条件が波形の場合、この波
形に含まれる非基本波成分（例えば２次高調波）は通常
Ｂモードよりもハーモニックモードの方を少なくなるよ
うに設定することが望ましい。
【００１８】
【発明の実施の形態】以下、この発明の一つの実施の形
態を図１〜図７を参照して説明する。この実施形態に係
る超音波診断装置は、心臓、とくに左心室系の筋肉への
血流状態の診断情報を得て異常部位を同定する構成を採
用する。しかしながら、本発明の超音波診断装置は必ず
しもそのような、心筋への血流状態を診断対象とする場
合に限定されるものではない。
【００１９】図１に示す超音波診断装置は、システム全
体の制御中枢として機能する装置本体１１と、この装置
本体１１に接続された心電計（ＥＣＧ）１２、超音波プ
ローブ１３、及び操作ユニット１４とを備える。操作ユ
ニット１４は、オペレータからの各種の指示、情報を装
置本体１１に与えるもので、キーボード１４Ａのほか、
ＲＯＩ（関心領域）の設定などを行うためのマウス１４
Ｂ，トラックボール１４Ｃを有し、また診断モードを手
動で切り換えるためのモード切換スイッチ１４Ｄを有す
る。
【００２０】超音波プローブ１３は、電気／機械可逆的
変換素子としての圧電セラミックなどの圧電振動子を有
する。複数の圧電振動子がアレイ状に配列されてプロー
ブ先端に装備され、フェーズドアレイタイプのプローブ
１３が構成されている。これにより、プローブ１３は装
置本体１１から与えられるパルス駆動電圧を超音波パル
ス信号に変換して被検体内の所望方向に送信し、また被
検体で反射してきた超音波エコー信号をこれに対応する
電圧のエコー信号に変換する。
【００２１】装置本体１１は図示の如く、プローブ１３
に接続された超音波送信部２１および超音波受信部２
２、超音波受信部２２の出力側に順に置かれた切換スイ
ッチ２３、ＢＰＦ２４，レシーバ部２５、ＤＳＣ（デジ
タル・スキャン・コンバータ）部２６、メモリ合成部２
７、ならびに表示器２８を備える。この装置本体１１は
さらに、心電計１２の出力側に順に接続されたアンプ３
１および参照データメモリ３２を備える。ＤＳＣ部２６
にはフレームメモリ２９が接続されている。装置本体１
１はさらに、操作ユニット１４からの操作データを受け
るＣＰＵ（中央処理装置）４１を備えるとともに、制御
中枢の一翼を担うトリガ信号発生器４２、タイミング信
号発生器４３をも備える。
【００２２】超音波送信部２１は、パルス発生器５１、
送信遅延回路５２、切換スイッチ５３、および、通常Ｂ
モード用パルサ５４Ｂ，ハーモニックモード用パルサ５
４Ｈを有する。ここで、「通常Ｂモード」とは、ハーモ
ニックエコー法に拠らない、グレイスケールの通常の断
層像を得るモードを表し、同じく原理的にはＢモードで
あるが、高調波成分を撮像の基礎に置くハーモニックエ
コー法のモード（ハーモニックモード）から区別する。
【００２３】パルス発生器５１は例えば５ｋＨｚのレー
ト周波数ｆｒ［Ｈｚ］（周期：１／ｆｒ［秒］）を発生
する。このレートパルスは送信チャンネル数分に分配さ
れて送信遅延回路５２に送られる。送信遅延回路５２に
は、タイミング信号発生器４３から遅延時間を決めるタ
イミング信号が送信チャンネル毎に供給されるようにな
っている。これにより、送信遅延回路５２はレートパル
スに指令遅延時間をチャンネル毎に付与する。この結
果、超音波プローブ１３から送信された超音波信号は被
検体内でビーム状に集束されかつ送信指向性が指令スキ
ャン方向に設定される。
【００２４】超音波送信部２１に設けた切換スイッチ５
３は、タイミング信号発生器４３から送られてくる切換
信号に応じて、その電子的切換経路を２つに択一的に切
り換える。切換スイッチ５３の一方の切換端「１」には
通常Ｂモード用パルサ５４Ｂが接続され、またもう一方
の切換端「２」にはハーモニックモード用パルス５４Ｈ
が接続されている。切換スイッチ５３の択一的な切換動
作により、遅延時間を付与したレートパルスが送信チャ
ンネル毎に通常Ｂモード用パルサ５４Ｂまたはハーモニ
ックモード用パルサ５４Ｈに供給される。
【００２５】通常Ｂモード用パルサ５４Ｂは、切換スイ
ッチ５３を介して受けたレートパルスのタイミングにて
プローブ１３の振動子にチャンネル毎に駆動電圧パルス
を印加する。この励磁により、超音波プローブ１３の複
数の圧電振動子から超音波信号が被検体に向けて送信さ
れ、被検体内で前述したように遅延時間パターンにした
がってビームフォーミングがなされる。ハーモニックモ
ードの送信時には、切換スイッチ５３が切換端「２」側
に切り換えられ、今度はハーモニックモード用パルサ５
４Ｈが同様に作動する。
【００２６】上記両パルサ５４Ｂおよび５４Ｈに係る通
常Ｂモードの駆動電圧パルス（通常送信パルス）および
ハーモニックモードの駆動電圧パルス（ハーモニック用
送信パルス）のパラメータはそれぞれのモードで最適に
なるように設定されている。この設定は図２および図５
に示されている。
【００２７】最初に両送信パルスの波形上の違いを図２
を用いて説明する。図２（ａ）は通常送信パルスで使用
される波形を２つ例示している。このパルスは例えば、
２値の電圧をスイッチ素子で切り換えることで発生させ
る一方又は両方の極性の矩形波である。これらの波形を
得るパルサ回路は回路規模が小さく、消費電力も少なく
て済むという利点がある。同図（ｂ）はハーモニック用
送信パルスの一例を示す。このパルスは例えば、パルサ
５４Ｈに切換可能な電圧値を複数設定し、これをスイッ
チ素子で切り換えることで得られる。同図（ｃ）はハー
モニック用送信パルスの別の例を示す。このサイン波状
の波形はＡ級動作形増幅器で得られる。これら同図
（ｂ），（ｃ）のハーモニック用送信パルスは、通常の
矩形波に比べて高周波成分が少ないので、送信波に含ま
れる高周波成分が極力少ない方が望ましいハーモニック
モードに適している。
【００２８】さらに、通常モード用パルサ５４Ｂおよび
ハーモニックモード用パルサ５４Ｈが発生する駆動電圧
パルス（送信パルス）の駆動周波数、波数、音圧は、互
いのモードにおいて最適値になるように、本実施形態で
は例えば図５に示す如く設定されている。なお、これら
の駆動条件はモード毎に各パルサに固定しておいてもよ
いし、ＣＰＵ４１からの指令に応じて切換可能に構成し
ておいてもよい。
【００２９】パルサの駆動周波数は、例えば、通常Ｂモ
ードでは３．７５ＭＨｚに、ハーモニックモードでは
２．５ＭＨｚに設定される。ハーモニックモードにおけ
る駆動周波数を通常Ｂモードと同じ、例えば３．７５Ｍ
Ｈｚとすると、ハーモニック受信信号は７．５ＭＨｚと
いう高い周波数となり、エコー信号が生体減衰の影響な
ど受け、受信感度が劣化するし、周波数が高くなるほ
ど、回路設計の条件も厳しくなる。これを避けるため
に、ハーモニックモードでは駆動周波数を通常Ｂモード
よりも下げている。これに対し、両モードの駆動周波数
を共通化しようとして、ハーモニックモードに合わせた
低めの周波数値を設定すると、通常Ｂモードではスペッ
クルパターンが粗くなり、画質の劣化は避けられない。
したがって、上述のようにモード毎に的確な駆動周波数
を設定することは極めて有効である。
【００３０】また、波数は、一例として、通常Ｂモード
では例えば「１」に、ハーモニックモードでは「３」に
設定される。この理由はハーモニックモードでは波数を
大きくすることで空間分解能（深さ方向）は劣化するも
のの、感度向上が期待できることに拠る。
【００３１】さらに、音圧は、一例として、通常Ｂモー
ドでは例えば「１６」（駆動電圧のコーディング値：相
対値）に、ハーモニックモードでは「１０」に設定され
る。この理由は気泡の消失の程度等を考慮しているから
である。
【００３２】なお、上述したモード別の最適な駆動条件
に、送信焦点およびプローブの送信開口、送信レートを
加えてもよい。送信焦点は、深部の感度をより重視し
て、例えば、通常Ｂモードで深さ方向の中央に、ハーモ
ニックモードで深さ方向の深部に、それぞれ設定され
る。送信開口の場合、音圧の空間的分布の均一性を考慮
して、例えば、通常Ｂモードよりもハーモニックモード
でより小さくなるように設定される。送信レートの場
合、例えば、ハーモニックモードのレートがＢモードに
比して小さく設定される。なお、これらの駆動（送信）
条件の制御はその２つ以上を組み合わせて採用するよう
にしてもよいことは勿論であり、モード別の送信制御を
より的確に行うことができる。
【００３３】本実施形態では、通常Ｂモード用パルサ５
４Ｂを経由する送信を「通常送信」、ハーモニックモー
ド用パルサ５４Ｈを経由する送信は「ハーモニック送
信」と呼ぶことにする。
【００３４】超音波プローブ１３から送信された超音波
パルス信号は、被検体内の音響インピーダンスの不連続
面で反射される。この反射超音波信号は再びプローブ１
３で受信され、対応する電圧量のエコー信号に変換され
る。このエコー信号はプローブ１３から受信チャンネル
毎に出力され、超音波受信部２２に取り込まれる。
【００３５】超音波受信部２２は、その入力側から順
に、プリアンプ６１、受信遅延回路６２、および加算器
６３を備える。プリアンプ６１および受信遅延回路６２
はそれぞれ、受信チャンネル分のアンプ回路または遅延
回路を内蔵する。受信遅延回路６２の遅延時間パターン
は、所望の受信指向性に合わせてタイミング信号発生器
４３からトリガ信号パターンとして与えられる。このた
め、エコー信号は、チャンネル毎に、プリアンプ６１で
増幅され、受信遅延回路６２により遅延時間が与えられ
た後、加算器６３で加算される。結果として、所望の受
信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信
ビームが計算上で形成される。送信指向性と受信指向性
の総合により、送受信の総合的な超音波ビームが形成さ
れる。
【００３６】加算器６３の出力端は切換スイッチ２３の
共通端に接続されている。切換スイッチ２３は電子式ス
イッチであり、タイミング信号発生器４３から供給され
る切換信号に応答して切り替わる２つの切換端「１」、
「２」を有する。一方の切換端「１」は通常Ｂモード用
であり、もう一方の切換端「２」はハーモニックモード
用である。切換端「１」は直接、レシーバ部２５を介し
てＤＳＣ部２６に至る。これに対し、もう一方の切換端
「２」はハーモニック用帯域通過型フィルタ（ＢＰＦ）
２４を経由して前記レシーバ部２５に至り、さらに前記
ＤＳＣ部２６に至る。ＢＰＦ２４は整相加算（ビームフ
ォーミング）されたエコー信号からハーモニックエコー
法に必要な非線形成分（例えば２次高調波成分）のみを
通過させるように通過帯域が設定されている。
【００３７】以後、ＢＰＦ２４をバイパスする受信状態
を「通常受信」と、ＢＰＦ２４を経由する受信状態を
「ハーモニック受信」と呼ぶことにする。
【００３８】レシーバ部２５は、図示しないが、対数増
幅器、包絡線検波器、Ａ／Ｄ変換器を備える。これによ
り、通常Ｂモードおよびハーモニックエコーモードとも
に、受信指向性が与えられた方向のエコーデータがデジ
タル量で形成され、ＤＳＣ部２６に送られる。ＤＳＣ部
２６はエコーデータのスキャン方式を超音波方式から標
準ＴＶ方式に変換し、メモリ合成部２７に送る。ＤＳＣ
部２６が出力するエコーデータは、フレーム毎にフレー
ムメモリ２９に記憶される。
【００３９】一方、心電計（ＥＣＧ）１２により検出さ
れた心電信号は、アンプ３１を介して参照データメモリ
３２に送られる。参照データメモリ３２は心電信号に対
応した心電波形などの参照データを生成し、この参照デ
ータを前記メモリ合成部２７に送る。
【００４０】メモリ合成部２７は、通常Ｂモードおよび
ハーモニックモードの画像データを再構築するととも
に、ＣＰＵ４１から送られてくる表示態様の制御信号に
応じて各モードの画像データおよび参照データを１フレ
ームの画像に合成する。このフレーム画像データは表示
部２８により順次読み出される。表示部２８では、内蔵
するＤ／Ａ変換器でアナログ量に変換し、ＴＶモニタに
表示する。両モードの画像データの合成態様としては後
述するように、両画像データを並べる、または重畳する
態様が典型的である。この結果、通常Ｂモードにより被
検体の組織形状の空間的分布が、ハーモニックモードに
より注入造影剤の空間分布がそれぞれビジュアルに表示
される。
【００４１】ＣＰＵ４１は、常時は、所定のメインプロ
グラムを実行しており、操作ユニット１４からモード自
動切換に拠るスキャン開始指令を受けたときは、これに
応答して図３に示す処理を行ってスキャン制御をタイミ
ング信号発生器４３に自動的に指令する。またＣＰＵ４
１は、トラックボール１４ＣなどからＲＯＩ設定の信号
を受けたときは、ＲＯＩ（関心領域）に関するグラフィ
ックデータをメモリ合成部２７に送り、表示画像に重畳
させる処理を行う。さらに、ＣＰＵ４１はキーボード１
４Ａなどから表示部２８のＴＶモニタでの表示態様が指
令されたときは、その表示態様を指令する信号をメモリ
合成部２７に送る。さらにまた、ＣＰＵ４１はモード切
換スイッチ１４Ｄからの診断モードが指定されたとき
は、強制的にいずれかのモード（通常モードまたはハー
モニックモード）をタイミング信号発生器４３に指令す
る。
【００４２】タイミング信号発生器４３は、ＣＰＵ４１
からに指令に基づいて、通常モードおよびハーモニック
モードの２つを併用したスキャン（または両モードをい
ずれかを選択したスキャン）に関わる遅延時間パターン
およびスイッチ切換のタイミング信号を送信遅延回路５
２、受信遅延回路６２、および切換スイッチ５３、２３
に送る。
【００４３】続いて、本実施形態の動作を説明する。
【００４４】一般的に１フレームの超音波断層像は電子
セクタ方式のスキャン法が多用される。このスキャン法
はラスタ（走査線）の方向（角度）を変えながら順次ス
キャンしてなる、例えば１２０本のラスタで生成され
る。ここでも、このスキャン法を用いて説明する。
【００４５】ＣＰＵ１０１は、操作ユニット１４からの
指令に応答して図３の処理を開始する。ラスタ位置を表
すパラメータをｎ，スキャン番号を表すパラメータをｍ
とすると、同図のステップＳ１では最初に、ｎ＝０，ｍ
＝０に初期設定される。
【００４６】次いでステップＳ２で、ｎ＝ｎ＋１、およ
び、ｍ＝ｍ＋１にインクリメントされる。これにより、
ラスタ位置がｎ＝１の初期位置が演算され、かつスキャ
ン番号ｍ＝１がカウントされる。この後、ステップＳ３
にて、タイミング信号発生器４３に対し、ハーモニック
送信およびハーモニック受信が指令される。ラスタ位置
ｎ＝１、スキャン番号ｍ＝１のハーモニックモードによ
るスキャンが、同一ラスタ位置における通常Ｂモードに
先立って、実施される（図４、５参照）。
【００４７】つまり、超音波送信部２１の切換スイッチ
５３および受信側の切換スイッチ２３がハーモニックモ
ード側に同期して切り換えられる。これにより、送信側
ではハーモニックモード用パルサ５４Ｈが作動でき、か
つ、受信側ではＢＰＦ２４が回路に挿入される。したが
って、ハーモニックモードでの送受信が実施され、被検
体に静脈注入された超音波造影剤の空間分布に関わるデ
ータがレシーバ部２５から得られる。
【００４８】次いでステップＳ４、Ｓ５の処理が順に実
行される。ステップＳ４では、スキャン番号ｍのみがｍ
＝ｍ＋１によりインクリメントされる。ステップＳ５で
は、タイミング信号発生器４３に対して通常送信および
通常受信が指令される。切換スイッチ５３および２３は
タイミング信号発生器４３から出力される切換信号に応
答して今度は通常モード側に同期して切り換えられる。
ラスタ位置ｎ＝１、スキャン番号ｍ＝２の通常Ｂモード
によるスキャンが、同一ラスタ位置にてハーモニックモ
ードに続いて、実施される（図４、５参照）。
【００４９】つまり、超音波送信部２１の切換スイッチ
５３および受信側の切換スイッチ２３が通常Ｂモード側
に同期して切り換えられる。これにより、送信側では通
常Ｂモード用パルサ５４Ｂが作動でき、かつ、受信側で
はＢＰＦ２４が回路から外される。したがって、通常Ｂ
モードでの送受信が実施され、被検体の組織形状の空間
分布に関わるデータがレシーバ部２５から得られる。
【００５０】次いでＣＰＵ４１はステップＳ６に処理を
移行させ、ラスタ位置ｎ＝ｎｍａｘ（他えば１２０本）
になったか、または、スキャン番号ｍ＝ｍｍａｘ（例え
ば２４０＝１２０×２）になったかを判断することで、
スキャン制御を終えるか否かを決める。この判断でＮＯ
のときは、再びステップＳ２の処理に戻り、上述した一
連の処理を繰り返す。
【００５１】以上のスキャン制御により、図４、５に示
す如く、同一方向のラスタについて、ハーモニックモー
ドの送受信および通常Ｂモードの送受信の２回の送受信
が行われる。ラスタは順次切り換えられていき、各ラス
タ毎に上記２モードずつの送受信が実施される。この結
果、２４０回のスキャンにより１枚の通常Ｂモードの画
像データと１枚のハーモニックモードの画像データが生
成される。同一ラスタ上のデータ収集の時間差は「１／
ｆｒ」秒であり、高いリアルタイム性が維持される。
【００５２】２つのモードで交互にスキャンして得られ
るエコーデータは、ＤＳＣ部２６を経てメモリ合成部２
７に順次送られる。メモリ合成部２７では交互にほぼリ
アルタイムに送られてくる通常Ｂモードの画像データお
よびハーモニックモードの画像データがモード別に振り
分けられる。これとともに、その時点で指定されている
表示態様に応じて両モードの画像データが１フレームに
合成され、表示部２８のＴＶモニタに表示される。
【００５３】図６および図７に、この表示態様のいくつ
かの例を示す。図６は、通常Ｂモードの画像Ｉ
normal（組織形状の空間分布を表す断層像）とハーモニ
ックモードの画像Ｉharmonic（超音波造影剤の空間分布
を表す断層像）とを１画面中に分割・並列表示したもの
である。図７は、その両方の画像ＩnormalおよびＩ
harmonicを１画面中で重畳表示したものである。なお図
７の表示態様では、通常Ｂモードの画像Ｉnormalはグレ
ースケールで表示され、かつ、ハーモニックモードの画
像Ｉharmonicはカラー（例えば造影剤濃度に応じて輝度
値が異なる赤色）で表示されるなど、視認性、識別性の
向上が図られていることが望ましい。
【００５４】以上の結果、まず、ハーモニックモールド
の画像に加えて、通常Ｂモードの断層像も常時同一モニ
タに表示されている。このため、造影剤投与前に関心部
位を探し、設定する場合でも、従来のように、わざわざ
Ｂモード（通常Ｂモード）に切り換える必要が無く、操
作性が各段に向上する。
【００５５】また、超音波造影剤を投与した後、時間経
過につれて染影効果は次第に衰えていく。ハーモニック
モードの画像では臓器形状を観測できない場合であって
も、通常Ｂモードの断層像も常時同一モニタに表示され
ているから、観測部位が観測対象臓器から不用意にずれ
てしまっても観測者はこれに容易に気付くことができ
る。したがって、診断結果の信頼性も向上する。
【００５６】さらに、ハーモニックモード時の超音波信
号の送信音圧、送信周波数、送信レート、プローブの送
信開口、送信焦点などの送信条件を、通常Ｂモードのと
きとは積極的に異ならせ、より適切な量を設定してい
る。これにより、超音波造影剤の崩壊による消失などを
考慮したスキャンが可能になり、高精度で高信頼性の血
流動態の画像を得ることができる。
【００５７】さらに本実施形態によれば、同一ラスタ上
ではハーモニックモードに拠る送受信が通常Ｂモードに
よる送受信よりも必ず先行する。この方が造影剤の非線
形の信号増強効果をより高く得られる。先に通常Ｂモー
ドの送受信を行ってしまうと、送信ラスタ上の造影剤の
微小気泡が通常Ｂモードの超音波照射に因って潰れ、一
部または大半が消失の状態になってしまい、続いてハー
モニックモードの送受信をそのラスタ上に行っても存在
する気泡が減っており、音響的な非線形効果に拠る信号
増強効果が低くなるからである。ハーモニックモードの
方を先行させることで、そのような事態を良好に回避で
き、ハーモニックモード時には非基本波成分の高い信号
増強効果が得られ、造影剤の空間分布データを確実に得
ることができる。
【００５８】続いて、本発明の変形例を説明する。
【００５９】図８（ａ）〜（ｃ）はパルサの駆動周波数
の切換とこれに伴う受信系の追加構成を示す。同図に示
すように、通常Ｂモード用パルサ５４Ｂの駆動周波数は
３．７５ＭＨｚに固定状態で設定されているが、ハーモ
ニックモード用パルサ５４ＨはＣＰＵ４１からの制御信
号に応答して、その駆動周波数が３．７５ＭＨｚまたは
２．５ＭＨｚに切り換えられるようになっている。これ
に対応して、受信系の切換スイッチ２３´は３つの切換
端を有し、第１の切換端が直接、レシーバ回路２５に接
続されている。第２および第３の切換端はそれぞれＢＰ
Ｆ（高域通過型フィルタ）２４ａまたは２４ｂを介して
レシーバ回路２５に接続されている。一方のＢＰＦ２４
ａの遮断周波数は、２．５ＭＨｚのハーモニック信号５
ＭＨｚを通過可能な、例えば４．８ＭＨｚに設定されて
いる。もう一方のＢＰＦ２４ｂの遮断周波数は、２．０
ＭＨｚのハーモニック信号４．０ＭＨｚを通過可能な、
例えば３．８ＭＨｚに設定されている。
【００６０】そして、通常Ｂモードのとき、送信側の切
換スイッチ５３を通常Ｂモード用パルサ５４Ｂ側に、こ
れに同期して受信側の切換スイッチ２３´を第１の切換
端に切り換えられる。これにより、通常送信および通常
受信が好適に行われる。
【００６１】ハーモニックモードのときは、その駆動周
波数が２．５ＭＨｚまたは２．０ＭＨｚに設定される。
２．５ＭＨｚが選択されるときは、送信側の切換スイッ
チ５３をハーモニックモード用パルサ５４Ｈ側に、これ
に同期して受信側の切換スイッチ２３´を第２の切換端
に切り換えられる。これにより、駆動周波数２．５ＭＨ
ｚに合致した受信側のＢＰＦ２４ｂが選択され、好適な
ハーモニック送信、ハーモニック受信が実施される。さ
らに、２．０ＭＨｚが選択されるときは、送信側の切換
スイッチ５３をハーモニックモード用パルサ５４Ｈ側
に、これに同期して受信側の切換スイッチ２３´を第３
の切換端に切り換えられる。これにより、駆動周波数
２．０ＭＨｚに合致した受信側のＢＰＦ２４ｃが選択さ
れる。
【００６２】このようにモード毎に駆動周波数を切り換
えることで、ハーモニックモード時の生体減衰の影響を
回避できるとともに、通常Ｂモード時の画質劣化を確実
に防止できる。さらに、同一のハーモニックモードであ
っても、上述のように駆動周波数を細かく調整できるこ
とで、より精度の高い血流動態情報を得ることができ
る。
【００６３】なお、ハーモニックモードに対する駆動周
波数の切換数は上述した２つに限定されるものではな
く、適宜な任意の周波数を３つ以上採用してもよく、こ
れに合わせてＢＰＦを増やせばよい。
【００６４】図９には画像表示に係る変形例を示す。こ
れは通常Ｂモードとハーモニックモードの２つの画像を
重畳表示する例である。同図（ａ）は、通常Ｂモードの
グレイスケール画像の一部の画素の概念図であり、細か
いスペックルパターンを表している。同図（ｂ）は、ハ
ーモニックモードの画像の一部の画素の概念を表してい
る。通常、ハーモニックモードの画像化信号、すなわち
抽出される高周波成分はその基本波成分に比較してパワ
ーが微弱であり、さらに送受信系で専用フィルタを経由
させることなどから、Ｓ／Ｎ比や距離分解能が劣化す
る。これにより、ハーモニックモードの場合、同図
（ｂ）に示すように粗いスペックルパターンとなる。
【００６５】そこで、本変形例では、前述した図７に示
すように画像を重畳させる際、ハーモニックモードの画
像データをそのまま通常Ｂモードの画像データに重畳さ
せることはしない。図９（ｃ）に示すように、同図
（ａ）の輝度情報はそのままにしておいて（通常Ｂモー
ドの画像をマスク像とする）、同図（ｂ）の信号を検知
した画素にカラーを付けるように処理する。この処理は
メモリ合成部２７に、重畳表示指令に応答して画素毎の
選択により実施させる。この結果、通常Ｂモードと同等
のきめ細かな画質を保持しながら、ハーモニック成分
（血流動態）が色情報として得られる。
【００６６】さらに図１０に別の変形例を示す。この変
形例は両モードに対するスキャン順序の制御に関する。
前述した実施形態ではラスタ毎にハーモニックモードお
よび通常Ｂモードのスキャンを交互に行い、所定数のラ
スタ操作を終えると両モードの画像データが共に得られ
る手法を採用している。本変形例はこのスキャン法の多
様化を図るものである。
【００６７】基本的には、モード毎にラスタの方向を変
えて１フレーム分のスキャン（例えば１２０回のスキャ
ン）をまとめて行い、一方のモードの１フレーム分のス
キャンが終わると、もう一方のモードのスキャンに移行
する。ただし、モード別の画像数や組み合わせ順序に関
しては種々の変形が可能である。例えばモード別に交互
に行ってもよい。また例えば図１０に示すように、ハー
モニックモードの１フレーム分の画像を得ると、次いで
通常Ｂモードの３フレーム分の画像を得るようにし、こ
れを繰り返す方法がある。
【００６８】図１０のスキャン制御の場合、１フレーム
の画像生成に要する時間をＴ［秒］にすると、ハーモニ
ックモードの画像は４Ｔ［秒］毎に得られる。これによ
り、造影剤の供給スピードとハーモニックモードのスキ
ャンとの間の時間調整が可能になる。前述したように、
造影剤の微小気泡は非常にデリケートで、超音波の照射
に消失していくから、造影剤の供給スピードよりも速い
レートで超音波照射による気泡消失が起こると、ハーモ
ニック信号は減少したり、または得られないことにな
る。しかしながら、図１０の変形例によれば、ハーモニ
ックモードの画像は４Ｔ［秒］毎に得られ、スキャンの
時間間隔を大きくすることができる。この結果、微小気
泡が関心部位に十分供給され、ハーモニック信号が良好
に得られる。ただし、この場合、通常Ｂモードの駆動周
波数はハーモニックモードのそれとは異なる値に設定
し、ハーモニックモードにて音響的非線形現象を発生す
る微小気泡（この気泡は大きさに依存する）を通常送信
によって極力破壊しないようにすることが望ましい。
【００６９】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
所望部位の断面を超音波信号でスキャンするとともに、
同一ラスタに対して通常Ｂモードとハーモニックモード
に関する少なくとも２回のスキャンを行ってこの断面か
らエコー信号を得るようにしたため、送信レート単位ま
たはフレームレート単位のほとんど同時刻における通常
Ｂモードの画像とハーモニックモード（Ｂモードの一
種）の画像とが得られる。したがって、通常Ｂモード画
像により被検体の組織形状を、ハーモニックモード画像
により超音波造影剤の非線形効果に由来した血流動態を
同時に観測でき、ハーモニックエコー法を実施する場
合、モード間の切り換えを不要にし、操作性を高めると
ともに、信頼性の高い血流動態の診断情報を得ることが
できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示す
概略ブロック図。
【図２】各種の駆動パルスの波形例を示す図。
【図３】２つのモードに対するスキャン制御を示す概略
フローチャート。
【図４】２つのモードに対するスキャン制御の説明図。
【図５】２つのモードに対するスキャン制御およびパラ
メータ例を説明する表図。
【図６】２つのモードの画像の表示例を示す図。
【図７】２つのモードの画像の別の表示例を示す図。
【図８】送受信系の変形例を示す部分ブロック図。
【図９】重畳表示の変形例を説明する図。
【図１０】２つのモードに対するスキャン制御の変形例
を示す図。
【符号の説明】
１１ 装置本体 １３ 超音波プローブ １４ 操作ユニット ２１ 超音波送信部 ２２ 超音波受信部 ２３ 切換スイッチ ２４、２４ａ、２４ｂ ＢＰＦ ２５ レシーバ部 ２６ ＤＳＣ ２７ メモリ合成部 ２８ 表示部 ４１ ＣＰＵ ４２ トリガ信号発生器 ４３ タイミング信号発生器 ５４Ｂ 通常Ｂモード用パルサ ５４Ｈ ハーモニックモード用パルサ

Claims (17)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波造影剤を注入した被検体の所望部
    位における前記超音波造影剤の分布情報を得ることがで
    きる超音波診断装置において、 前記所望部位の断面を超音波信号でスキャンするととも
    に、同一ラスタに対して通常Ｂモードとハーモニックモ
    ードに関する少なくとも２回のスキャンを行ってこの断
    面からエコー信号を得るスキャン手段と、このスキャン
    手段により得られたエコー信号に基づいて前記通常Ｂモ
    ードの画像データを得る第１の処理手段と、前記スキャ
    ン手段により得られたエコー信号に基づいて前記ハーモ
    ニックモードにおける送信基本成分に対する非基本波成
    分の画像データを得る第２の処理手段と、前記第１およ
    び第２の処理手段により処理された画像データを表示す
    る表示手段とを、備えたことを特徴とする超音波診断装
    置。
  2. 【請求項２】 前記表示手段は、前記第１および第２の
    処理手段により得られた画像データのそれぞれを互いに
    分割態様で表示する手段である請求項１記載の超音波診
    断装置。
  3. 【請求項３】 前記表示手段は、前記第１の処理手段に
    より得られた通常Ｂモードの画像データに前記第２の処
    理手段により得られたハーモニックモードの画像データ
    を重畳して表示する重畳表示手段である請求項１記載の
    超音波診断装置。
  4. 【請求項４】 前記重畳表示手段は、前記ハーモニック
    モードの画像データに色付けする手段を備える請求項３
    記載の超音波診断装置。
  5. 【請求項５】 前記重畳表示手段は、前記通常Ｂモード
    の画像データの内の前記ハーモニックモードの画像デー
    タが存在する画素のみに色付けを施して表示する手段で
    ある請求項３記載の超音波診断装置。
  6. 【請求項６】 前記スキャン手段は、前記断面を前記超
    音波信号で１回スキャンする間に同一ラスタのそれぞれ
    に対して前記通常Ｂモードのスキャンと前記ハーモニッ
    クモードのスキャンとを交互に繰り返す制御手段を備え
    る請求項１記載の超音波診断装置。
  7. 【請求項７】 前記スキャン手段は、前記同一ラスタの
    それぞれについて前記ハーモニックモードのスキャンを
    前記通常Ｂモードのスキャンに対して先行させる手段を
    備えた請求項１乃至５のいずれか１項に記載の超音波診
    断装置。
  8. 【請求項８】 前記スキャン手段は、前記通常Ｂモード
    のスキャンと前記ハーモニックモードのスキャンとをフ
    レーム毎に切り換えて行う制御手段を備える請求項１記
    載の超音波診断装置。
  9. 【請求項９】 前記制御手段は、前記通常Ｂモードのス
    キャンと前記ハーモニックモードのスキャンとをフレー
    ム毎にかつ交互に行わせる手段である請求項８記載の超
    音波診断装置。
  10. 【請求項１０】 前記制御手段は、前記ハーモニックモ
    ードのスキャンを１フレーム行わせた後で前記通常Ｂモ
    ードのスキャンを２フレーム以上行わせる手段である請
    求項８記載の超音波診断装置。
  11. 【請求項１１】 前記スキャン手段は、前記通常Ｂモー
    ドのスキャンと前記ハーモニックモードのスキャンとに
    おける前記超音波信号の送信条件をモード毎に制御する
    送信条件制御手段を備える請求項１記載の超音波診断装
    置。
  12. 【請求項１２】 前記送信条件は前記超音波信号の周波
    数、音圧、波数、波形、焦点、送信レート、およびプロ
    ーブ送信開口の内の少なくとも一つのパラメータを含む
    請求項１１記載の超音波診断装置。
  13. 【請求項１３】 前記送信条件は前記超音波信号の周波
    数であり、この周波数は前記通常Ｂモードよりも前記ハ
    ーモニックモードの方を低く設定した請求項１２記載の
    超音波診断装置。
  14. 【請求項１４】 前記送信条件は前記超音波信号の音圧
    であり、この音圧は前記通常Ｂモードよりも前記ハーモ
    ニックモードの方を低く設定した請求項１２記載の超音
    波診断装置。
  15. 【請求項１５】 前記送信条件は前記超音波信号の波数
    であり、この波数は前記通常Ｂモードよりも前記ハーモ
    ニックモードの方を大きく設定した請求項１２記載の超
    音波診断装置。
  16. 【請求項１６】 前記送信条件は前記プローブ送信開口
    であり、この開口は前記通常Ｂモードよりも前記ハーモ
    ニックモードの方を小さく設定した請求項１２記載の超
    音波診断装置。
  17. 【請求項１７】 前記送信条件は前記超音波信号の波形
    であり、この波形に含まれる非基本波成分は前記通常Ｂ
    モードよりも前記ハーモニックモードの方を少なくなる
    ように当該波形を設定した請求項１２記載の超音波診断
    装置。
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