JPH08308842A - 超音波診断装置 - Google Patents

超音波診断装置

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JPH08308842A
JPH08308842A JP7116120A JP11612095A JPH08308842A JP H08308842 A JPH08308842 A JP H08308842A JP 7116120 A JP7116120 A JP 7116120A JP 11612095 A JP11612095 A JP 11612095A JP H08308842 A JPH08308842 A JP H08308842A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】周囲からの組織エコーの影響が大きい部位で
も、静脈注入によるコントラストエコー法を実施して、
ドプラ法による造影剤の速度計測を的確に行う。 【構成】被検体に注入された超音波造影剤の超音波ビー
ム信号の反射に起因するエコー信号の非線形成分のドプ
ラ偏移周波数をエコー信号から抽出する手段と、ドプラ
偏移周波数ｆdを、 【数１】 の変換式に従って速度成分ｖに変換する手段と、速度成
分ｖに基づいて移動対象の速度情報を表示する手段とを
備えた。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、超音波造影剤を被検
体内に注入し、この造影剤の超音波に対する強い散乱特
性によりエコーが増強される性質を利用してコントラス
ト像を得るとともに、ドプラ法を適用して造影剤の速度
計測を行えるようにした超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、超音波造影剤を用いたコントラス
トエコー法が心筋画像の解析分野で注目されている。
【０００３】このコントラストエコー法の一つとして、
超音波造影剤を動脈から注入する動脈注入による心筋コ
ントラストエコー法が研究されており、心筋分布像（pe
rfu-sion）による心筋内血流の灌流域の評価に利用され
ている。この心筋コントラストエコー法は大動脈に留置
されたカテーテルより超音波造影剤（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）を注入するものである。造影剤により心筋内血
流の灌流域は、Ｂモード上の輝度増強領域として表示さ
れる。同様に、血流の灌流域の評価あるいは腫瘍の支配
血管系を評価するために、腹部領域でも動脈注入による
コントラストエコー法が研究されている。これらのコン
トラストエコー法を実施する診断装置は、一般検査用の
超音波診断装置あるいはさらにワークステーションが用
いられる。これにより、目視によりＢモード像の輝度増
強を評価したりあるいはメモリに記憶された画像データ
をワークステーション上で適当な処理後、輝度レベルの
変化を定量評価するようになっている。
【０００４】また、近年、超音波造影剤自体の開発も盛
んで、静脈から注入して左心系の評価が可能な超音波造
影剤が開発され、これを用いた超音波コントラストエコ
ー法が試みられている。
【０００５】この超音波造影剤としては、例えば塩野義
製薬株式会社により輸入販売されている、『５％人血清
アルブミンを超音波処理するときに生成するアルブミン
膜の中に、空気を封じ込めた平均粒子径約４μｍの空気
小球体』（販売名：アルブネックス注５ml）がある。
【０００６】この静脈注入によるコントラストエコー法
は、現在、試験，研究段階であり、今後、頭部・心腔・
腹部などの診断で、その有用性に期待が高まっている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上述した従来のコント
ラストエコー法のうち、動脈注入によるコントラストエ
コー法は、カテーテルを大動脈に留置させる必要がある
ため、それを施行できる施設（手術室）が比較的大きい
病院に限られること、また侵襲性が伴う診断のため患者
の負担も大きいことなどの理由に因って、一般の臨床に
は今後も容易には普及し難いと想定されている。
【０００８】また、動脈注入による造影剤の気泡は比較
的大きいため、心筋や末梢部で詰まり気味となり、数分
間も染影が持続することがある。したがって、それらの
血管部位ではドプラ計測を行ったとしても、気泡の移動
速度は血流速を正確に反映したものではない。
【０００９】一方、静脈注入よるコントラストエコー法
では、侵襲性は著しく小さく、患者の負担は小さくて済
むものの、造影剤は肺を通って心筋やその他の目的部位
に到達することになるため、動脈注入によるコントラス
トエコー法に比べて、造影剤濃度が薄くなり、輝度増強
度が低い。このため、心筋、腹部の末梢部位など、その
周囲の組織エコーの影響が大きい部位では、造影剤によ
る輝度増強を観測することは極めて困難であり、心筋分
布像による心筋内血流の灌流域の評価や肝臓実質部の血
流検出には適用できないという現状にある。
【００１０】また、カラードプラ画像を得る場合、特に
腹部などでは呼吸などによる周囲組織の動きや血管壁の
動きに起因するモーションアーチファクトの影響が大き
く、カラードプラ像として用をなさないという問題があ
る。
【００１１】本発明は、このような従来の超音波造影剤
を用いたコントラストエコー法の現状に鑑みてなされた
もので、周囲からの組織エコーの影響が大きい部位（心
筋、臓器実質など）でも、静脈注入によるコントラスト
エコー法を実施して、ドプラ法による造影剤の速度計測
を的確に行うことができる超音波診断装置を提供するこ
とを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明に係る超音波診断装置は次のように構成され
る。
【００１３】本発明は、被検体に注入された超音波造影
剤を成す気泡の非線形散乱特性に基づくコントラストエ
コー法を特に「ハーモニックエコー法」と称し、このハ
ーモニックエコー法にドプラ法を適用しようとするもの
である。従来、周波数ｆ0の超音波ビーム信号を送信し
たときのエコー信号の非線形波成分のドプラ効果が、定
性的及び定量的にはどのように表わされるかについては
何ら知られていなかった。本発明者は、非線形成分を代
表する成分としての２次高調波成分に着目し、この２次
高調波成分のドプラ効果の評価について実験を試みたと
ころ、そのドプラ偏移周波数は２次高調波成分の周波数
を有する超音波自身で送受信したときのドプラ偏移周波
数と同等であることを確認できた。本発明は、かかる知
見を基礎になされたものである。
【００１４】超音波造影剤は微小な気泡にて構成されて
おり、その強い散乱特性によりエコーが増強される。気
泡の散乱には強い非線形特性があることが知られてお
り、これを用いることにより気泡以外からのエコーと造
影剤（気泡）からのエコーが区別できる。具体的には次
のように実施される。
【００１５】（１）非線形な散乱により高調波成分が発
生する。これを利用して、送信された基本波に対して高
調波成分のみ受信する。生体減衰や送受信系の帯域を考
えると、２次高調波の利用が特に優れている。
【００１６】（２）非線形散乱により分調波成分あるい
はその超調波成分が発生する。これを利用して、送信さ
れた基本波に対して分調波成分をｆ0とし、高調波成
分、分調波成分、超調波成分をα・ｆ0と表現すると、
本発明の一態様では、
【数３】 の変換式あるいは、音速に対して対象の移動速度が小さ
いことによる近似変換式
【数４】 により、造影剤の移動速度が検出される。ここで、送信
周波数とは、基本的にはパルサの搬送波周波数あるいは
送信音圧波形スペクトラムの中心周波数（帯域幅の中
心）・ピーク周波数を言う。
【００１７】この態様では非線形成分であるα・ｆ0が
送信周波数帯域にないことが極めて重要である。
【００１８】
【作用】本発明に係る超音波診断装置によれば、超音波
プローブを駆動して被検体に超音波ビーム信号が送信さ
れるとともに、超音波プローブが出力する電気量のエコ
ー信号が整相加算される。被検体に注入された超音波造
影剤の超音波ビーム信号の反射に起因するエコー信号の
非線形成分のドプラ偏移周波数がエコー信号から抽出さ
れ、ドプラ偏移周波数ｆdが、
【数５】 の変換式に従って速度成分ｖに変換された後、この速度
成分ｖに基づいて被検体内の移動対象の速度情報が表示
される。
【００１９】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。
【００２０】一実施例を図１〜図８に基づいて説明す
る。この実施例に係る超音波診断装置は超音波造影剤に
含まれる気泡の非線形散乱により生成される２次高調波
成分を効率良く検出し、その分布像を２次元表示すると
ともに、ドプラ計測を行なうことができるコントラスト
エコー法を適用した装置である。
【００２１】図１に示す如く、この超音波診断装置は、
被検体との間で超音波信号の送受信を行なう超音波プロ
ーブ１０と、この超音波プローブ１０を駆動するととも
に、超音波プローブ１０の受信信号を処理する装置本体
１１からなる。
【００２２】超音波プローブ（以下「プローブ」とい
う）１０は、複数の振動子が走査方向に配列されたフェ
ーズド・アレイ・タイプに構成されている。各振動子の
受信特性は同一に形成され、振動子を駆動する基本波成
分と生体で発生する２次高調波成分を検出可能な、十分
に広い信号通過帯域を有している。
【００２３】装置本体１１はプローブ１０を駆動する送
信系、プローブ１０からの信号を受信処理する受信・処
理系、処理された画像を表示する表示系、および入力系
の各回路を有している。この他に、ＥＣＧなどの生体信
号の検出系などがあるが、図面では割愛している。
【００２４】送信系は、クロック発生回路２０、送信遅
延回路２１、パルサ回路２２および送信共振回路２３を
備えている。クロック発生回路２０は超音波信号の送信
タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を発生す
る回路であり、送信遅延回路２１は送信時に遅延を掛け
て送信フォーカスを実施する回路である。パルサ回路２
２は各振動子に対応した個別経路（以下、「チャンネ
ル」という）の数分のパルサを内蔵し、遅延が掛けられ
た送信タイミングで駆動パルスを発生し、プローブ１０
の各振動子に供給するようになっている。
【００２５】また、送信共振回路２３は本装置の特徴の
１つであり、生体に注入された超音波造影剤により発生
するエコー信号の例えば２次高調波成分を効率良く検出
するために装備されている。すなわち、送信時にパルサ
が完全なサイン波駆動でない限り、必ず発生する高調波
成分を除去する機能を有する。この送信共振回路２３は
具体的には図２に示すように、ダイオード逆並列回路よ
り成るリミッタ２４と、プローブやケーブルなどの容量
性インピーダンスと共振し、基本波付近にのみ通過帯域
をもつコイル部２５とを有する。リミッタ２４は印加さ
れる信号値があるレベル以上でオン状態になるため、こ
の送信共振回路２３は信号レベルが高い送信時にのみ共
振状態になり、受信時には非共振状態のままである。リ
ミッタ２４及びコイル部２５の直列回路は実際にはチャ
ンネル毎に装備されている。
【００２６】さらに、受信・処理系は、プローブ１０の
出力側に、プリアンプ回路３０、受信遅延・加算回路３
１、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３２ａ，３２ｂおよ
びレシーバ回路３３ａ，３３ｂ、および速度演算部３４
を例えばこの順に備えている。プリアンプ回路３０は受
信エコーの電力を受信チャンネル毎に増幅し、受信遅延
・加算回路３１に送る。受信遅延・加算回路３１は、受
信チャンネル毎の遅延部とこれらの遅延結果を加算する
加算部とを有し、受信エコー信号に対する受信フォーカ
スを実施する。この受信遅延・加算回路３１の出力側に
は、上記基本波用および非線形波用のバンドパスフィル
タ３２ａ，３２ｂが並列接続されている。基本波用バン
ドパスフィルタ３２ａの通過帯域はエコー信号の基本波
成分に合致し、一方、非線形波用のバンドパスフィルタ
３２ｂのそれはエコー信号の２次高調波成分に合致して
いる。基本波用バンドパスフィルタ３２ａの出力側は、
基本波用のレシーバ回路３３ａを介して後述するＤＳＣ
３５に接続されるとともに、非線形波用バンドパスフィ
ルタ３２ｂのそれは非線形波用のレシーバ回路３３ｂを
介してＤＳＣ３５に接続されている。この２つのレシー
バ回路３３ａ，３３ｂは基本波成分および２次高調波成
分毎に、包絡線検波、ログ圧縮などの処理を行なってＢ
モード像の画像信号を得る受信処理回路である。
【００２７】さらにまた、この受信・処理系はＤＳＣ
（デジタルスキャンコンバータ）３５と、モニタ３６と
を有する。ＤＳＣ３５は、レシーバ出力用のＡ／Ｄ変換
器、マルチプレクサ、フレームメモリ、書込み／読出し
回路、Ｄ／Ａ変換器などを含み、指令された表示態様に
対応した１フレームの画像信号を形成するとともに、そ
の画像信号を標準ＴＶ方式で読出し可能になっている。
このＤＳＣ３５から読み出された画像信号はパネルイン
ターフェース３７を介してモニタ３６に出力され、表示
される。
【００２８】さらに、上記ＤＳＣ３５にはＤＳＣメモリ
部３８を介してＣＰＵ３９が接続されている。
【００２９】この診断装置の入力系としては、上記パネ
ルインターフェース３７及び操作者が操作するパネル４
０を備えている。
【００３０】上記速度演算部３４では、被検体に注入さ
れた超音波造影剤の速度検出が行われる。この速度演算
部３４の構成の一例を図３に示す。
【００３１】同図に示す速度演算部３４は基準発振器３
４１、９０°位相器３４２、位相検波器３４３、ＦＦＴ
演算部３４４、ＭＴＩ演算部３４５、及び第１，第２の
周波数／速度変換器３４６，３４７を備えている。基準
発振器３４１は整相加算されたエコー信号を位相（直
交）検波するためのリファレンス信号（リファレンス周
波数ｆr）を出力する。９０°位相器３４２は入力した
信号の位相を正確に９０°変えて出力する。位相検波器
３４３はミキサ３４３１ａ（３４３１ｂ）及びローパス
フィルタ３４３２ａ（３４３２ｂ）（カットオフ周波数
ｆc＝リファレンス周波数ｆrに設定してある）の２チャ
ンネルの直列回路を有し、一方のミキサ３４３１ａが直
接に、もう一方のミキサ３４３１ｂが位相器３４２を介
してリファレンス信号を受けている。これにより、非線
波形用バンドパスフィルタ３２ｂを通過したエコー信号
は位相検波器３４３により直交検波され、ＦＦＴ演算部
３４４及びＭＴＩ演算部３４５に供給される。
【００３２】ＦＦＴ演算部３４４はサンプルホールド回
路３４４１ａ（３４４２ｂ），帯域フィルタ３４４２ａ
（３４４２ｂ）、及びＡ／Ｄ変換器３４４３ａ（３４４
３ｂ）から成る２チャンネルの処理回路を備えるととも
に、それらの処理データを受けるＦＦＴ（高速フーリエ
変換）を行う周波数解析器３４４４を備える。これによ
り、位相検波されたエコー信号は、サンプルホールドに
より任意の深さのドプラ信号のみが取り出され、帯域フ
ィルタ３４４２ａ，３４４２ｂにより不要成分が除去さ
れる。このドプラ信号は周波数解析器３４４４で直接リ
アルタイムに周波数解析される。
【００３３】一方、ＭＴＩ演算部３４５は、Ａ／Ｄ変換
器３４５１ａ（３４５１ｂ）及びＭＴＩフィルタ３４５
２ａ（３４５２ｂ）から成る２チャンネルの回路と、自
己相関器３４５３、平均速度演算器３４５４、分散演算
器３４５５、及びパワー演算器３４５６を備える。これ
により、位相検波されたエコー信号は、Ａ／Ｄ変換され
た後、ＭＴＩフィルタ３４５２ａ，３４５２ｂにより心
臓壁などの不要固定反射信号が除去される。このエコー
データは、その後、自己相関器３４５３で２次元断層面
の各点の周波数解析（ドプラ解析）がリアルタイムに行
われる。この解析により生成されるドプラ偏移周波数ｆ
dを使って、平均速度演算器３４５４により断層面各点
の平均ドプラ周波数が演算されるとともに、同様に分散
値（スペクトラムの乱度）、パワー（強さ）値が各演算
器３４５５，３４５６で演算される。
【００３４】すなわち、ＦＦＴ演算部３４４及びＭＴＩ
演算部３４５により、血管内を移動する造影剤に起因し
たドプラ偏移周波数が検出される。スペクトラムドプラ
モードではＦＦＴ演算部３４４が作動し、カラードプラ
モードではＭＴＩ演算部３４５が作動する。
【００３５】ＦＦＴ演算部３４４の解析データは第１の
周波数／速度変換器３４６を介してＤＳＣ３５に供給さ
れ、ＭＴＩ演算部３４５の平均速度演算器３４５４の演
算データは第２の周波数／速度変換器３４７を介してＤ
ＳＣ３５に供給される。
【００３６】この第１，第２の周波数／速度変換器３４
６，３４７は本発明の特徴を具体化するもので、下記変
換式に基づいてドプラ偏移周波数ｆdのディメンジョン
をこれに対応する速度ｖ、すなわち造影剤（気泡）の移
動速度のディメンジョンに変換する。
【００３７】本実施例では、位相検波器３４３のミキサ
３４３１ａ，３４３１ｂに対するリファレンス周波数ｆ
rは送信周波数ｆ0の２次高調波成分「２・ｆ0」に合わ
せてある。リファレンス周波数ｆr及び２次高調波周波
数２・ｆ0は本発明の速度変換用の設定周波数ｆsetを成
す。
【００３８】下記の式によりドプラ偏移周波数ｆdは移
動速度の超音波ビーム方向成分ｖに換算される。
【００３９】
【数６】 ここで、α＝２であり、Ｃ：音速、Ｖ：対象の移動速
度、θ：対象の移動方向と超音波ビームのなす角、
ｆ0：送信周波数、ｆd：ドプラ偏移周波数である。
【００４０】あるいは、音速に対して対象の（気泡）の
移動速度が小さいことによる近似式
【数７】 により変換される。
【００４１】送信周波数ｆ0とは、基本的にはパルサの
搬送波周波数あるいは送信音圧波形スペクトラムの中心
周波数（帯域幅の中心）・ピーク周波数である。
【００４２】上記変換用の係数αは、対象とする非線形
波成分として２次高調波を採用するとき、生体減衰など
を考慮した幅を考えると、α＝１．５〜２．０の範囲内
の値であることが望ましい。また分調波を採用するとき
も同様に幅を考慮してα＝０．７以下の値が望ましい。
高調波全般を考慮するときはαは１以外の自然数とすれ
ばよい。
【００４３】本発明では、リファレンス周波数ｆrが送
信周波数帯域に無いことが本質的に重要である。送信周
波数帯域とは図４（ｂ）に示す通り、超音波プローブ１
０より送信される超音波信号のピーク周波数成分付近の
帯域を指し、ピーク周波数成分に対し、「−２０」ｄＢ
以上のレベルが目安である。本方式においては、リファ
レンス周波数ｆrが２次高調波周波数（＝２ｆ0）であっ
ても上記条件を満たさなければ、無意味である。すなわ
ち、受信信号において、造影剤に起因した２次高調波成
分と送信時に含まれていた２次高調波成分の周囲臓器に
よるエコー成分との弁別が不可能となり、本方式で期待
される効果が得られないからである。
【００４４】図５に示す通り、従来のドプラ装置におい
ても、いわゆる送信周波数とリファレンス周波数とをず
らして設定していることはあった。これは、生体減衰を
考慮して送信のピーク周波数成分より低周波側にリファ
レンス周波数を設定するものであり、この場合は、リフ
ァレンス周波数が送信周波数帯域内にあることが本質的
に重要である。本発明の速度変換用の設定周波数ｆset
は、上述の如く、送信周波数ｆ0及びリファレンス周波
数ｆrの何れを用いて定義してもよい。
【００４５】また、本方式の前提である造影剤の非線形
な散乱エコーを対象としない場合に、リファレンス周波
数を送信周波数帯域外に設定し、観測されたドプラ偏移
周波数を上記変換式（１）又は（２）により速度に換算
しても無意味である。ドプラ効果は、送信周波数により
異なり、偏移前の送信周波数ｆ0とドプラ偏移周波数ｆd
には下記に示す単純な関係にある。
【００４６】
【数８】 このため、換算は偏移前の周波数ｆ0を用いなければ無
意味である。すなわち、
【数９】 基本的には従来のパルスドプラ法では、送信信号帯域内
の全ての周波数成分に対するドプラ効果が畳み込まれる
ため、リファレンス周波数はそのピーク周波数成分にと
ることが速度精度上最も良い、本方式でのパルスドプラ
法では、送信信号帯域外にある非線形成分（高調波・分
調波・超調波）のいずれかの帯域を選択し、その帯域で
の受信信号のピーク周波数成分にリファレンス周波数を
設定することが速度精度上最も良い。
【００４７】このように第１，第２の周波数／速度変換
器３４６，３４７で速度のディメンジョンに変換された
データが、他の必要なデータとともにＤＳＣ３５に送ら
れ、指令された表示モードのフレーム画像データに変換
される。パネルインタフェース３７にはカラー処理回
路、Ｄ／Ａ変換器が内蔵されており、ＤＳＣ３５の画像
データは必要に応じて色付け処理され、アナログ信号と
してモニタ３６に送られる。なお、モニタ３６の代りに
又はモニタ３６と並行に記録器，メモリなどの外部装置
を接続してもよい。
【００４８】ＣＰＵ３９はパネルインタフェース３７を
介してパネル４０を操作した操作者の指令を読み取り、
ＤＳＣメモリ部３８から重畳表示用マーカやキャラクタ
データなどをＤＳＣ３５に出力させるとともに、速度計
測を行うようになっている。
【００４９】続いて、この実施例の作用効果を説明す
る。
【００５０】送信時には、送信遅延回路２１によって送
信フォーカスを掛けられた状態で、各チャンネル毎にパ
ルサ回路２２から送信共振回路２３を介して駆動電圧信
号がプローブ１０の各振動子に供給される。このとき、
送信共振回路２３のリミッタ２４は駆動電圧信号が所定
レベルより高いためキックオンされ、共振部２４が共振
する。この共振によって、駆動電圧信号の基本波成分の
みがこの送信共振回路２３を通過してプローブ１０の各
振動子に供給される。
【００５１】パルサ回路２２の完全なサイン波駆動は実
際上困難で、通常、その発生した駆動電圧信号に高調波
成分を含んでいるが、上記の送信共振回路２３により、
そのような高調波成分は意図的に遮断され、基本波成分
のみの駆動電圧信号によって各振動子が励振される。
【００５２】このようにしてプローブ１０の各振動子が
励振されると、プローブ１０から被検体の心筋などの診
断部位に向けて送信フォーカスが掛けられた超音波ビー
ム信号が送出される。この超音波ビーム信号は、診断部
位の各組織に静脈から注入されている超音波造影剤（例
えば、前述した「アルブネックス注５ml」：販売名）に
より反射および散乱された超音波エコー信号となる。特
に、超音波造影剤は微小な気泡にて構成されており、気
泡による強い散乱特性によりエコー信号が増強される。
この散乱には非線形特性があり、その非線形特性の散乱
によって高調波成分も発生する。この結果、超音波エコ
ー信号には造影剤（気泡）以外の生体組織からエコー成
分（基本波成分）と造影剤からのエコー成分（基本波成
分およびその高調波成分）が含まれている。
【００５３】この超音波エコー信号は、プローブ１０の
振動子の各々で受信され、対応する電気信号に変換され
る。この電気量のエコー信号のパワーは微弱であるか
ら、送信共振回路２３の各リミッタ２４をキックオンさ
せることはなく、送信共振回路２３は非共振状態のまま
である。この結果、基本波成分および高調波成分を含む
エコー信号は送信共振回路２３には何ら関与されずプリ
アンプ回路３０に到達し電力増幅された後、受信遅延・
加算回路３１で各チャンネル毎に受信遅延され、加算さ
れる。これにより、受信フォーカスが掛けられる。この
受信エコー信号は基本波用ＢＰＦ３２ａおよび非線形波
用ＢＰＦ３２ｂに並行して送られる。基本波用ＢＰＦ３
２ａでは、エコー信号のうちの基本波成分Ｓfが抽出さ
れ、後段のレシーバ回路３３ａに送られるとともに、非
線形波用ＢＰＦ３２ａではエコー信号のうちの２次高調
波成分Ｓ2fのみが抽出され、同様にレシーバ３３ｂおよ
び速度演算部３４に送られる。
【００５４】一方のレシーバ回路３３ａに送られた基本
波成分Ｓfのエコー信号は包絡線検波や対数圧縮などの
処理を受けて、基本波成分のＢモード像（振幅の輝度変
調画像）の画像データが生成される。もう一方のレシー
バ回路３３ｂに送られた２次高調波成分Ｓ2fのエコー信
号も同様の処理を受けて、２次高調波成分のＢモード像
の画像データが生成される。
【００５５】これらの基本波成分および２次高調波成分
の各Ｂモード像の画像データは、その後、ＤＳＣ３５に
おいて、指令された表示態様の画像データに変換され
る。基本波成分によるＢモード像ＩＭf（以下、単に
「基本波像」という）と２次高調波成分によるＢモード
像ＩＭ2f（以下、単に「２次高調波像」という）の表示
態様としては様々なものがあり、コントラストエコー法
施行時に例えば基本波像ＩＭf上に２次高調波像ＩＭ2f
を重畳表示する表示態様の指令がなされる。これに応じ
てＤＳＣ３５も両画像データを合成して、モニタ３６に
供給するから、モニタ３６には図６に示す如く、基本波
像ＩＭfに２次高調波像ＩＭ2fが重畳された画像「ＩＭ
f+2f」が表示され、生体組織の形態とその中での超音波
造影剤の分布を観察することができる。
【００５６】このように、本実施例では、送信共振回路
２３により基本波成分以外の高調波成分を意図的に（積
極的に）カットして基本波成分のみの状態で超音波ビー
ムを送信しているため、エコー信号に含まれる２次高調
波成分は、その殆どが超音波造影剤の非線形の散乱特性
に起因したもののみとなる。つまり、送信された基本波
成分の超音波信号に対して、造影剤の散乱に因る２次高
調波成分のみを選択的に信号処理して画像化できるか
ら、生体減衰や送受信系の帯域を考慮すると、優れた２
次高調波成分の利用になる。
【００５７】さらに、本実施例では、スペクトラムドプ
ラモードが指令されると、速度演算部３４のＦＦＴ演算
部３４４が前述の如くＦＦＴ演算し、その解析データが
第１の周波数／速度変換器３４６で速度データｖに変換
される。この速度データｖはＤＳＣ３５を介して、モニ
タ３６に例えば図７に示す如く、速度情報が輝度変調さ
れたグレイスケールのスペクトラムドプラ像として表示
される。一方、カラードプラモードが指令されると、速
度演算部３４のＭＴＩ演算部３４５が前述のように周波
数解析し、その解析データが第２の周波数／速度変換器
３４７で速度データｖに変換される。このデータｖはＤ
ＳＣ３５、パネルインタフェース３７を介してモニタ３
６に、例えば図８に示す如く速度情報が色変調されたカ
ラードプラ像として表示される。
【００５８】図７に示すスペクトラムドプラ像では、縦
軸が速度軸（周波数軸；速度スケール）で横軸が時間軸
である。速度軸は前記速度換算式に基づいており、例え
ば、最大検出速度が目盛り上に表示される。また、計測
機能使用時には、図に示すとおり、ピーク速度などが前
記速度換算式に基づいて求められ表示される。このと
き、図１に示す如く、操作用パネル４０よりの指示はパ
ネルインタフェース３７を経由しＣＰＵ３９に送られ、
ＣＰＵ制御のもと計測データがＤＳＣ３７およびＤＳＣ
メモリ部３８によりモニタ３６に表示される。メモリ情
報などもＤＳＣ３７およびＤＳＣメモリ部３８によりモ
ニタ３６に表示される。
【００５９】一方、図８に示すカラードプラ像では前記
変換式に基づいたカラーマップにより色付けがなされ、
カラーバー又はカラーパレットとともに、前記速度換算
式に基づいた速度値が目盛り上や、計測機能使用時の所
望のＲＯＩに対して表示される。
【００６０】このように、造影剤を使用したコントラス
トエコー法を、造影剤を成す気泡の非線形散乱特性に基
づくハーモニックエコー法に発展させた。さらに、この
ハーモニックエコー法によるドプラ法では、ドプラ偏移
周波数は２次高調波成分で送受信したときのドプラ偏移
周波数と同等であるとの実験的確認の基に、ドプラ偏移
周波数ｆdの速度ｖへの変換に使う設定周波数ｆsetを、
ｆset＝リファレンス周波数ｆr＝２ｆ0に確信を持って
設定したので、気泡からの２次高調波成分２ｆ0を確実
に計測することができる。この結果、組織血流や心筋内
血流のように、速度が低く且つ微小な流れの血流をも高
Ｓ／Ｎ比で検出でき、その速度を精度良く計測すること
ができる。とくに腹部でのカラードプライメージング
（ＣＤＩ）では、モーションアーチファクトが低減し、
高品質のＣＤＩ像が得られる。
【００６１】ところで、図１に示す上記実施例では、送
信周波数成分は周囲組織により相対的に強く反射される
ため、組織内血管内の造影剤による非線形な散乱エコー
成分は、図９に示すとおり受信エコーのスペクトラム上
で基本周波数帯域外にあることが想定される。この意味
では、リファレンス周波数は超音波プローブで受信され
る受信信号の基本周波数帯域外に設定するということが
できる。ただし、図１０及び図１１に示す超音波診断装
置のように、受信する振動子の周波数特性が送信時の基
本波成分に対して相対的に低感度な特性をもつ場合はこ
の限りではない。図１０に示す超音波診断装置のフェー
ズド・アレイ・タイプのプローブ１０は、振動子グルー
プＡ及びＢに分けられている。振動子グループＡの振動
子１０１、１０３、・・・１０ｎ−１の各々は、基本波
成分ｆのみに実質的に応答するように、その周波数帯域
が設定されている（図１１（ａ）参照）。振動子グルー
プＢの振動子１０２、１０４、・・・１０ｎの各々は、
２次高調波成分「２・ｆ」のみに実質的に応答するよう
に、その周波数帯域が設定されている（図１１（ｂ）参
照）。これらの周波数帯域は、例えば、振動子の共振周
波数をグループ毎に変えることで設定される。
【００６２】このようにプローブ１０を形成すること
で、振動子グループＡを介して基本波成分のみの超音波
信号の送受が行われ、この振動子グループＡに接続され
たプリアンプ回路３０ａ及び受信遅延・加算回路３１ａ
から直接、基本波成分Ｓｆのみのエコー信号が得られ
る。同様に振動子グループＢを介して超音波造影剤の非
線形の散乱によって生じた非線形波成分の内の２次高調
波成分Ｓ２ｆのみのエコー信号が受信され、この振動子
グループＢに接続されたプリアンプ回路３０ｂ及び受信
遅延・加算回路３１ｂから直接、２次高調波成分Ｓ２ｆ
のエコー信号が得られる。
【００６３】なお、図１０の構成においては送信共振回
路２３およびＢＰＦ３２ａ，３２ｂを省くことができ
る。その他の構成、機能は図１のものと同等又は同一で
ある。
【００６４】なお、前記実施例では、抽出する非線形波
成分として２次高調波成分の場合を例示したが、本発明
は必ずしもそれに限定されない。例えばその他の非線形
波成分として、Ｎ次高調波成分（Ｎ×ｆ：ｆは基本周波
数、Ｎは正の整数）、Ｎ次低調波成分（ｆ／Ｎ：ｆは基
本周波数、Ｎは正の整数）、さらには超調波（Ｍ×ｆ／
Ｎ：ｆは基本周波数、Ｍ，Ｎは１以外の正の整数）を採
用し、それらの周波数成分を前述と同様に非線形波用Ｂ
ＰＦで選択的に抽出してもよい。また、複数の高調波成
分を同時に対象とするために、それを信号抽出／処理系
をその複数毎、個別に装備したり、１系統に複数の非線
形波成分を分離せずに通すという構成としてもよい。
【００６５】また、上記実施例では基本波成分と非線形
波成分の信号処理をそれぞれ別々の系統で行なうように
構成しているが、プリアンプ回路で受信後、デジタル化
し、その後の信号処理系は１系統のみを設け、基本波成
分と非線形波成分の信号処理を時分割で行なうようにし
てもよい。また、メモリを設け、所望の成分について信
号処理することもできる。
【００６６】さらに、上記実施例では、基本波成分と非
線形波成分を抽出する２つのＢＰＦを受信遅延・加算回
路の後段に挿入させるとしたが、それらのＢＰＦをその
他にも例えば、プリアンプの後段などの位置に設けても
よい。但し、上記実施例のように、ＢＰＦを受信遅延・
加算回路の出力側に設けた方が、フィルタ数が少なくて
済むので、装置大形化や製造コストの上昇を回避するた
めには有利である。
【００６７】さらに、この超音波診断装置に係るプロー
ブは、電子式アレイプローブのみに限定されず、機械走
査式プローブであってもよい。
【００６８】さらにまた、上記実施例ではＲＦ（高周
波）信号のままビームフォーミング（整相加算）を行な
う構成になっているが、信号帯域を中間周波数にシフト
した後、ビームフォーミングを行なうこともできる。
【００６９】なお、上記実施例において非基本波成分を
意図的、積極的に抑圧する抑圧手段としては、基本波成
分のみを通す送信系フィルタ、直列共振による送信共振
回路を用いることもできる。
【００７０】さらに、本発明における周波数／速度変換
手段は前述した周波数／速度変換器３４６，３４７に限
定されることなく、周波数解析器３４４４や自己相関器
３４５３の内部に上記変換器と同等の機能を有するメモ
リ機構を持たせてもよいし、ＤＳＣ３５の内部に同メモ
リ機構を持たてせてもよい。
【００７１】
【発明の効果】本発明のハーモニックエコー法によるド
プラ法では、ドプラ偏移周波数は非線形波成分の代表と
しての２次高調波成分で送受信したときのドプラ偏移周
波と同等であるという実験的確認に基づいて、ドプラ偏
移周波数を速度データに変換するときに用いる設定周波
数の最適化を図ることができる。
【００７２】その結果、造影剤の非線形な散乱特性を利
用する超音波診断装置において、造影剤の非線形な散乱
下で発生するエコー信号についてドプラ原理に基づく造
影剤の速度計測が可能になり、（１）従来の動脈投与型
のコントラストエコー法では造影剤の移動速度が血流速
を反映していないために不可能であった心筋内血流や肝
臓実質部の血流など末梢の血流速度が評価可能になる、
（２）従来の静脈投与型のコントラストエコー法では造
影剤濃度が動注に比べて薄いことにより不可能であった
心筋や肝臓実質部などの末梢の血流速度が評価可能にな
る、（３）従来、腹部などでは呼吸などによる周囲組織
の動きや血管壁の動きに起因するモーションアーティフ
ァクトが血管内の血流速度検出精度の誤差要因であった
が、これを大幅に低減できる、などの優れた効果が得ら
れる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例に係る超音波診断装置のブロ
ック図。
【図２】送信共振回路の一例を示す回路図。
【図３】速度演算部のブロック図。
【図４】（ａ），（ｂ）は超音波プローブと送信スペク
トラムを例示する図。
【図５】送信スペクトラムとリファレンス周波数の関係
を例示する図。
【図６】同実施例で得られる断層像の例を示す図。
【図７】ドプラスペクトラムの一例を示す図。
【図８】カラードプラ像の一例を示す図。
【図９】送信スペクトラムと非線形散乱成分の関係を例
示する図。
【図１０】変形例に係る超音波診断装置のブロック図。
【図１１】（ａ），（ｂ）は同変形例に係る振動子のグ
ループ毎の周波数特性図。
【符号の説明】
１０ プローブ １１ 装置本体 ２０ クロック発生回路（送信駆動手段） ２１ 送信遅延回路（送信駆動手段） ２２ パルサ回路（送信駆動手段） ２３ 送信共振回路 ３０，３０ａ，３０ｂ プリアンプ回路（受信処理手
段） ３１，３１ａ，３１ｂ 受信遅延・加算回路（受信処理
手段） ３２ａ，３２ｂ ＢＰＦ（受信処理手段） ３３ａ，３３ｂ レシーバ回路 ３４ 速度演算部 ３５ ＤＳＣ（表示手段） ３６ モニタ（表示手段） ３４１ 基準発振器（ドプラ抽出手段） ３４２ ９０°移相器（ドプラ抽出手段） ３４３ 位相検波器（ドプラ抽出手段） ３４４ ＦＦＴ演算部（ドプラ抽出手段） ３４５ ＭＴＩ演算部（ドプラ抽出手段） ３４６，３４７ 第１，第２の周波数／速度変換器（周
波数／速度変換手段）

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 超音波プローブを駆動して被検体に超音
    波ビーム信号を送信する送信駆動手段と、前記超音波プ
    ローブが出力する電気量のエコー信号を整相加算する受
    信処理手段と、前記被検体に注入された超音波造影剤の
    前記超音波ビーム信号の反射に起因するエコー信号の非
    線形成分のドプラ偏移周波数を前記エコー信号から抽出
    するドプラ抽出手段と、このドプラ抽出手段により抽出
    された前記ドプラ偏移周波数ｆdを、 【数１】 の変換式に従って速度成分ｖに変換する周波数／速度変
    換手段と、この周波数／速度変換手段により変換された
    速度成分ｖに基づいて前記被検体内の移動対象の速度情
    報を表示する表示手段とを備えた超音波診断装置。
  2. 【請求項２】 前記非線形成分は、前記超音波ビーム信
    号の送信周波数の２倍の高調波成分である請求項１記載
    の超音波診断装置。
  3. 【請求項３】 前記設定周波数は、前記送信周波数ｆ0
    を係数α倍した値である請求項１記載の超音波診断装
    置。
  4. 【請求項４】 前記係数αは１以外の有理数である請求
    項３記載の超音波診断装置。
  5. 【請求項５】 前記係数αは１．５〜３．０の範囲内の
    値である請求項３記載の超音波診断装置。
  6. 【請求項６】 前記係数αは０．７以下の値である請求
    項３記載の超音波診断装置。
  7. 【請求項７】 前記係数αは１以外の自然数である請求
    項３記載の超音波診断装置。
  8. 【請求項８】 前記係数αは２である請求項７記載の超
    音波診断装置。
  9. 【請求項９】 前記設定周波数は、当該診断装置のリフ
    ァレンス周波数ｆrであり、このリファレンス周波数ｆr
    を前記送信周波数の帯域外に設定した請求項１記載の超
    音波診断装置。
  10. 【請求項１０】 前記リファレンス周波数は前記送信周
    波数の有理数倍の値である請求項９記載の超音波診断装
    置。
  11. 【請求項１１】 前記リファレンス周波数は前記送信周
    波数の１．５〜３．０倍の範囲内の値である請求項９記
    載の超音波診断装置。
  12. 【請求項１２】 前記リファレンス周波数は前記送信周
    波数の０．７倍以下の値である請求項９記載の超音波診
    断装置。
  13. 【請求項１３】 前記リファレンス周波数は前記送信周
    波数の自然数倍の値である請求項９記載の超音波診断装
    置。
  14. 【請求項１４】 前記リファレンス周波数は前記送信周
    波数の２倍の値である請求項１３記載の超音波診断装
    置。
  15. 【請求項１５】 前記設定周波数は当該診断装置のリフ
    ァレンス周波数ｆrであり、このリファレンス周波数ｆr
    を前記超音波プローブで受信される超音波受信信号の基
    本周波数帯域外に設定した請求項１記載の超音波診断装
    置。
  16. 【請求項１６】 前記リファレンス周波数は前記超音波
    プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周
    波数の有理数倍の値である請求項１５記載の超音波診断
    装置。
  17. 【請求項１７】 前記リファレンス周波数は前記超音波
    プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周
    波数の１．５〜３．０倍の範囲内の値である請求項１５
    記載の超音波診断装置。
  18. 【請求項１８】 前記リファレンス周波数は前記超音波
    プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周
    波数の０．７倍以下の値である請求項１５記載の超音波
    診断装置。
  19. 【請求項１９】 前記リファレンス周波数は前記超音波
    プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周
    波数の自然数倍の値である請求項１５記載の超音波診断
    装置。
  20. 【請求項２０】 前記リファレンス周波数は前記超音波
    プローブで受信されるエコー信号スペクトラムの基本周
    波数の２倍の値である請求項１９記載の超音波診断装
    置。
  21. 【請求項２１】 前記周波数／速度変換手段は、前記変
    換式に代えて、前記音速に比べて前記移動対象の移動速
    度が小さいことに着目した近似式 【数２】 を用いる手段である請求項１乃至２０の内の何れか一項
    に記載の超音波診断装置。
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