JP4574802B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

Description

【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、被検体に超音波造影剤を投与してフラッシュエコーイメージング（Ｆｌａｓｈ Ｅｃｈｏ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＦＥＩ）と呼ばれるイメージングを行う超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、画像のリアルタイム表示が可能な上、比較的小形で安価である、Ｘ線被爆がない、超音波ドプラ法により血流イメージングが可能などの優位性から、今や医療現場において必須のモダリティになっている。
【０００３】
とくに、この血流イメージングは、心臓系などの病変部発見に威力を発揮する機能で、カラーフローマッピングＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）またはカラードプラ断層法とも呼ばれ、殆どの装置に標準装備されているものである。このカラーフローマッピングは２次元的に血流情報をほぼリアルタイムに表示するもので、一般的にプローブに近づく流れを赤、プローブから遠ざかる流れを青で表示される。
【０００４】
この表示を行うには、従来広く知られているように、被検体の同一場所（方向）を複数Ｎ回、超音波走査して得られた時系列のエコー信号から所望の深さ位置における血球の速度をドプラ法に基づき検出する。すなわち、ドプラ信号を得には、同一場所を所定間隔で走査して得られる血球からの反射信号の単位時間内の位相シフト量（ドプラシフト量）から血流速度を求める。
【０００５】
各回の超音波走査に伴うエコー信号には、血球のように移動している物体からの反射波と、血管壁や臓器実質のように殆ど移動していない固定物体からの反射波が混在している。しかも特徴的なことは、その反射強度の点においては後者が支配的であるが、前者にはドプラシフトが生じているのに対し、後者の固定反射体からの反射波（クラッタ信号）にはドプラシフトが殆ど生じていない。そこで、エコー信号から直交位相検波器によりドプラ信号が抽出され、このドプラ信号からＭＴＩフィルタがドプラシフトの差を利用してクラッタ成分を除去することで、血流ドプラ信号が効率良く検出される。この血流ドプラ信号はその後、各深さ位置のＮ個のドプラデータを用いて周波数分析が行われ、そのスペクトルの平均値（ドプラ周波数）、分散値、あるいは血球からの反射強度（パワー）が算出される。この血流情報は、通常、Ｂモード像を背景にして、モニタ上に２次元的に表示される。
【０００６】
ところで、近年、被検体の血管に超音波造影剤を投与して超音波散乱強度を増強させ、診断能を向上させる試みが盛んに行われている。とくに、ここ数年、造影効果が向上し、静脈からの投与が可能になって侵襲性が低下するなど、造影剤の著しい性能向上があり、今後もこの種の造影剤が大いに普及することが期待されている。これに伴い、超音波診断装置の側も、年々改善される造影剤の特徴を余すところ無く活用した診断を行うことができるようにして欲しい、との要望が出されている。以下に、この背景を詳述する。
【０００７】
現在、開発されている超音波造影剤は、数ミクロンの大きさの微小気泡である。この微小気泡は、通常の超音波診断に用いる程度の音圧で容易に消失し、この消失時に、超音波パルスの高調波に対応した強い高調波（ハーモニック）を発生し、強い造影効果を示すことが知られつつある。この性質を利用してＢモード像を得るフラッシュエコーイメージング（Ｆｌａｓｈ Ｅｃｈｏ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＦＥＩ）と呼ばれるイメージング法が、例えば、論文「Ｊａｐａｎｅｓｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｖｏｌ．２３， Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ １； Ｊｕｎｅ， １９９６； ６７−１９５，６７−１９６」に報告されている（第１の報告）。これによれば、超音波照射を一度停止して造影剤を充満させた状態から、超音波を再度、照射すると、その照射瞬間の断層像（ハーモニック成分に基づく断層像）に大きな輝度増強が見られ、その直後に造影剤からのエコーが消失することが報告されている。この現象をフラッシュエコー現象と呼んでいる。
【０００８】
また、カラーフローマッピングと超音波造影剤の関連として、論文「Ｊａｐａｎｅｓｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，Ｖｏｌ．２２， Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ ２； Ｎｏｖ， １９９５； ６６−３３」が報告されている（第２の報告）。この論文によれば、超音波造影剤を投与した兎の肝臓に、操作者がフリーズボタンを操作して超音波送信を一旦停止させ、その後、再度フリーズボタンを操作してスキャンを再開させるというオン・オフを行うことで、カラーフローマッピングの速度モードにてモザイク状のカラー画像が得られるという報告がなされている。この報告では、この現象をキャビテーション像（ｃａｖｉｔａｔｉｏｎ ｉｍａｇｅ）と読んでいる。また、一定値以下の音圧の場合、このカラー像は得られない旨、報告されている。
【０００９】
このキャビテーション像は前述したフラッシュエコー像と同じ現象に因るものと見做すことができる。つまり、フラッシュエコー現象は、超音波パルスの基本波でも起きており、この現象をカラーフローマッピングで観察可能であることが示されたと考えることができる。これはまた、従来、カラーフローマッピングでは画像化できなかった組織血流（パフュージョン）をも画像化できることを示唆するものである。
【００１０】
さらに、フラッシュエコー現象はハーモニックのＣＦＭ画像でも観察されることが、論文「Ｊａｐａｎｅｓｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｖｏｌ．２３， Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ ２； Ｎｏｖ， １９９６； ６８−１５６」で報告されている（第３の報告）。この報告によると、フラッシュエコー現象が起きたとき、ハーモニックによるカラーフローマッピングの速度モードで、モザイク状のカラー画像が得られている。また、本報告によると、フラッシュエコー現象のハーモニックのドプラスペクトラムが図２１に示すように広帯域（ブロード）であることが示されている。
【００１１】
このことは、パフュージョンをも画像化できることを示しており、また、カラー画像がモザイク状になることを説明するものである。すなわち、実質臓器からの反射エコーであるクラッタ成分にはドプラシフトは殆ど生じていないので、この成分はＭＴＩフィルタにより除去されるが、フラッシュエコー現象のハーモニックのドプラスペクトラムは広帯域であるので、造影剤が動いていようと（例えば血管内で）止まっていようと（例えばパフュージョン）、ＭＴＩフィルタを通り抜け、その結果、画像化される。また、ドプラスペクトラムの平均値は空間上の各点において夫々ランダムに異なり、その結果、モザイク状の画像になる。
【００１２】
ところで、上記第２、第３の報告の類似性から判断して、フラッシュエコー現象による基本波のドプラスペクトラムも広帯域であると考えてよい。
【００１３】
また、造影剤に関する報告が論文「Ｊａｐａｎｅｓｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆＭｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｖｏｌ．２３， Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ ２； Ｎｏｖ， １９９６； ６８−１５７」および「Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆＭｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｖｏｌ．２４， Ｎｏ．３； Ｍａｒ， １９９７； ６９Ｐ３−５」でなされている（第４の報告）。
これは、３種類の造影剤について、フラッシュエコー現象が起きたときのスペクトラムを報告するものである。この報告されたスペクトラムから、フラッシュエコー現象が生じたときの感度は高周波よりも基本波の方が高いことが分かっている。
【００１４】
さらに、フラッシュエコーエコー現象の信号強度は、消失時間内において、時間経過と共に次第に低下することが分かっている。
【００１５】
以上をまとめると、臨床的には、（１）フラッシュエコー現象を用いれば、超音波造影剤の高感度な検出が可能である、（２）ＣＦＭ法でも、パフュージョンの観察が可能である、（３）ＣＦＭ法は、カラーで表示されるので判りやすく、また速度モードではモザイク状のカラーになるので判別し易い、ということが言える。技術的には、（４）フラッシュエコー現象を起こさせるには、超音波の送信を一旦止める必要がある、（５）フラッシュエコー現象は、ある音圧以下では基本的には起こらない、（６）フラッシュエコー現象は、消失時間内で、信号強度が次第に弱くなる、（７）ＣＦＭ法によれば、フラッシュエコー現象が、基本波でも高調波でも観察可能である、（８）フラッシュエコー現象が起きたときのドプラスペクトラムはプロードである、と要約することができる。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】
このように、被検体に造影剤を投与してフラッシュエコー現象を起こさせ、そのときの増強信号をカラーフローマッピングで画像化することは、診断上、有益な画像を提供できると考えられる。
【００１７】
しかしながら、従来のフラッシュエコー現象を用いた超音波診断装置においては、今だ、この現象の優位さを最大限に発揮した超音波イメージング法は提案されていない。とくに、フラッシュ現象を起こさせてイメージングする期間とそうでない期間の設定及びそれらの期間における画像表示法については、何ら有効な手法が提案されてない。
【００１８】
また、従来のカラーフローマッピング機能を備えた超音波診断装置において、フラッシュエコー現象を起こさせるには、フリーズボタンを手動操作して送信を一旦止め、一定時間後にこのフリーズを解除する必要がある。この手動操作は繁雑で、且つ、正確なオン・オフの時間を確保し難いなど、実用性が低く、実際の診療の場では到底採用できない。
【００１９】
一方、カラーフローマッピングで行われている各種の信号処理が、フラッシュエコー現象で生じる増強信号の検出、処理に適しているとの保証は必ずしも無く、高感度の検出が行われていない可能性もある。
【００２０】
つまり、フラッシュエコー現象に拠る増強信号をカラーフローマッピングで画像化することは有用であると考えつつも、今まで、その有用性を実際の診療の場で生かせる程の画像表示能力、操作性、及び検出感度を有する装置は、未だ実現されていなかった。
【００２１】
本発明は、上述した従来技術の問題に着目してなされたもので、造影剤を投与した被検体にフラッシュエコー現象を起こさせ、この現象に伴う反射信号をカラーフローマッピングで画像化する際、フラッシュ現象を起こさせる期間とそうでない期間とを適宜に設定でき、且つ、それらの期間を通じて診断上、有効な画像を得ることを、その第１の目的とする。
【００２２】
また、本発明は、上述した第１の目的に加え、フラッシュエコー現象による反射信号に確実に適した処理を行って高感度な信号検出を行うことを、その第２の目的とする。
【００２３】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の一態様として、超音波造影剤を投与した被検体の画像を得る超音波診断装置は、超音波を送波及び受波する超音波振動子と、前記造影剤を実質的に崩壊させる第１の駆動条件と、前記造影剤を実質的に充満させる第２の駆動条件とに基づいて前記超音波振動子を駆動させる送信手段と、前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの基本周波数成分を含むドプラスペクトラムに基づいてカラー表示の第１の画像を生成する第１の画像生成手段と、前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの振幅情報に基づいて第２の画像を生成する第２の画像生成手段と、前記駆動条件を前記第２の駆動条件から前記第１の駆動条件に切り替えると、所定期間中に前記第１の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させ、前記所定期間の終了と共に前記第２の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させる送信順指令手段と、前記第１の画像及び前記第２の画像を表示する手段と、を備えたことを特徴とする。
【００２４】
また、本発明の別の態様として、超音波造影剤を投与した被検体の画像を得る超音波診断装置は、超音波を送波及び受波する超音波振動子と、前記造影剤を実質的に崩壊させる第１の駆動条件と、前記造影剤を実質的に充満させる第２の駆動条件とに基づいて前記超音波振動子を駆動させる送信手段と、前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの位相変位情報に基づいてカラー表示の第１の画像を生成する第１の画像生成手段と、前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの振幅情報に基づいて第２の画像を生成する第２の画像生成手段と、前記駆動条件を前記第２の駆動条件から前記第１の駆動条件に切り替えると、所定期間中に前記第１の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させ、前記所定期間の終了と共に前記第２の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させる送信順指令手段と、前記第１の画像及び前記第２の画像を表示する手段と、を備えたことを特徴とする。
【００２７】
以上の構成において、被検体に造影剤が投与され、第１の送信条件及び第２の送信条件の元でプローブを介して超音波パルスが送信される。第１の送信条件の元では造影剤の主成分である微小気泡が崩壊してフラッシュエコー現象が生じて、この現象を強く反映したエコー信号が得られる。第２の送信条件元では微小気泡は基本的には崩壊せず、組織や血流のみを反映したエコー信号が得られる。この送信条件を適宜に切換設定することで、フラッシュエコー現象をオン又はオフに制御することができる。
【００２８】
第１の送信条件の元での画像生成においては、エコー信号には、クラッタと呼ばれる臓器実質からの強い反射信号も含まれているので、エコー信号から造影剤の信号を弁別する手段を用いてクラッタが除去され、造影剤のフラッシュエコー信号のみが得られる。造影剤の信号は、造影剤の基本波を含む信号でもよいし、造影剤の高調波信号でもよい。弁別して得られた造影剤のフラッシュエコー信号は直接に表示され、または、造影剤のフラッシュエコー信号からドプラ周波数（速度）、分散、パワーなどの演算を行って得た情報が表示される。送受信の制御を自動で行っているので、フラッシュエコー信号のＣＦＭ画像が簡便に得られ、有用な超音波診断装置を提供できる。
【００２９】
別の態様として、第２の送信条件下においては、フラッシュエコー現象が起きないように設定した低い音圧でモニタ像用の送受信を行い、各種の態様でこれを表示できる。例えば、Ｂモード断層像及び／又はＣＦＭ像の表示を行うことができる。また、第２の送信条件下においては、送受信を停止することができる。
【００３０】
さらに、第１及び第２の送信条件下でのフラッシュ送信オンの期間及びフラッシュ送信オフのモニタ期間を通して、Ｂモード断層像及び／又はＣＦＭ像を表示することができる。これにより、リアルタイムに被検体の監視を続けながらフラッシュエコー信号のＣＦＭ画像を得ることができる。従って、フラッシュ送信オフの期間にも診断部位の画像情報を得ることができる。また、検査部位の位置の同定が容易になり、またフラッシュエコーイメージングを行っていない待機状態のときにも位置ずれを起こしにくい。このように診断部位をリアルタイムで観察しながらフラッシュエコー造影剤検査ができるようになり、簡便で、操作性良く、診断能が向上した超音波診断装置が提供できる。
【００３１】
フラッシュエコー現象が起きた直後から、フラッシュエコー信号強度は次第に弱くなるので、同一方向に複数回送受信する場合、フラッシュエコー信号強度が強い最初の方のデータを用いた方が感度は高い。そこで、造影剤の信号を弁別する手段に例えばＭＴＩフィルタ（クラッタ除去手段）を設けた場合、複数回の送受信により受信したドプラ信号が受信順序と逆の順序でＭＴＩフィルタに入力される。これにより、最初の方のデータを用いることができ、感度が向上する。
【００３２】
また、前記造影剤の信号を弁別する手段に前記複数回の送受信により受信した複数個の信号のうち隣り合う信号の差分をとる手段を設けると、最低２回の送受信でクラッタ成分を除去でき、最初の方のデータを用いることが可能になり、感度が向上する。
【００３３】
また、ＣＦＭ像を得るための送受信と共に断層像を得るための送受信も行い、これにより得た断層像上にフラッシュエコー信号のＣＦＭ画像を重畳して表示される。この場合、断層像を得る超音波パルスの送受信よりも、造影剤の信号を得る送受信が常に先行される。したがって、断層像を得る超音波パルスの送受信で感度の高いデータを失うことが無くなり、ＣＦＭ画像（血流カラー画像）に最初の方のデータを用いることができ、感度が向上する。
【００３４】
このように、本発明では、ＣＦＭ法の各種処理をフラッシュエコーイメージングにマッチさせているので、造影剤検査において高感度の超音波診断装置を提供することができる。
【００３５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００３６】
（第１の実施形態）
本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置を図１に基づき説明する。
【００３７】
この超音波診断装置は、被検体に超音波造影剤（以下、造影剤という）を例えば静脈から注入した状態でフラッシュエコーイメージング（Ｆｌａｓｈ Ｅｃｈｏ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＦＥＩ）をＣＦＭ（カラーフローマッチング）モードで行う診断に供される。造影剤としては、例えば、Ｓｃｈｅｒｉｎｇ ＡＧ社製の「Ｌｅｖｏｖｉｓｔ」（商品名）、ＭＢＩ社製の「Ｏｐｔｉｓｏｎ」（商品名）などが使用される。
【００３８】
図１に、この超音波診断装置の機能ブロック図を示す。同図に示すように、この超音波診断装置は、被検体の体表に当接させる超音波プローブ（以下、プローブという）１を備える一方で、このプローブ１に電気的に接続された表示器２および受信器３と、この受信器３に電気的に接続されたＢモード処理器４およびＣＦＭモード処理器５と、この両処理部４、５に電気的に接続された表示装置６とを備える。
【００３９】
プローブ１は、超音波信号と電気信号の間で双方向に信号変換する機能を有する。このプローブ１は、一例として、その先端にリニアに配置されたアレイ型圧電振動子を備える。アレイ型振動子は複数の圧電素子を並列に配置し、その配置方向を走査方向としたもので、複数の圧電素子それぞれが送受信の各チャンネルを成す。
【００４０】
表示器２は、プローブ１の振動子を励振するための駆動信号を発生する駆動信号発生器２Ａと、フラッシュエコーイメージング（ＦＥＩ）を行うための送信状態を制御するフラッシュ送信制御器２Ｂとを備える。
【００４１】
この内、フラッシュ送信制御器２Ｂは、駆動信号発生器２Ａにおける送信トリガの発生をオン・オフ制御することで、プローブ１を介して行われる送受信全体をオン状態またはオフ状態に設定する。このオン状態に設定されている期間にのみフラッシュエコーイメージングが行われ、反対にオフ状態に設定されている期間ではそのイメージングは停止される。
【００４２】
駆動信号発生器２Ａはフラッシュ送信制御器２Ｂから送信オン状態に設定されている期間だけ作動する。この発生手段２Ａの作動状態にあっては、複数フレーム分の送信トリガに付勢されてプローブ１の振動子が送信遅延を掛けられて駆動される。これにより、各駆動毎に、プローブ１から超音波パルスが所望ラスタ方向にビーム信号として送信される。この超音波パルスは、所定のレート周期Ｔｒ且つ送信周波数ｆ_０で送信される。
【００４３】
この送信オン状態にあっては、各フレーム毎に、送信トリガに付勢してＣＦＭモードおよびＢモードのための超音波パルスの送受信が行われる。つまり、ＣＦＭモード用として同一ラスタ方向に少なくとも複数回の送受信が行われ、一方、Ｂモード用として同一ラスタ方向に１回の送受信が行われる。この送受信の際、各ラスタ毎に、必ずＣＦＭモードの送信がＢモードのそれに先行するように制御される。これにより、そのラスタ上の部位に在る造影剤がＢモード送信により崩壊、消失してしまって、ＣＦＭモード送信のときには造影剤がその部位に存在していないという事態を防止できる。
【００４４】
プローブ１から被検体内に送信された超音波パルスの照射エネルギを受けた造影剤は、それを構成する微小気泡が瞬時に崩壊し、フラッシュエコー現象を引き起こす。この現象過程で生じた高強度の反射成分（超音波パルスの送信周波数に対応する基本波およびその高調波、分調波、超調波からなる非基本波成分を含む）は、その他の組織などからの反射成分と混合して反射超音波信号となり、その少なくとも一部がプローブ１に受信される。この反射超音波信号を受信したプローブ１の各振動子は、これを対応する電気量のエコー信号に変換し、その振動子毎（受信チャンネル毎）に受信器３に出力する。
【００４５】
受信器３は特に図示しないが、各受信チャンネル毎に、エコー信号を増幅し、Ａ／Ｄ変換し、送信時とは反対の遅延時間パターンで遅延して全受信チャンネルを加算する。これにより、送信ラスタ方向に指向性が与えられ、その方向のエコー信号が強調される。このビームフォーミングされたエコー信号は、デジタル処理タイプのＢモード処理系部４およびＣＦＭモード処理器５に送られる。
【００４６】
Ｂモード処理器４により、Ｂモードの超音波パルス送受信で得たエコー信号が検波され、Ｂモードの断層像データが生成される。
【００４７】
これに対し、ＣＦＭモード処理器５は、図１に示す如く、基本波／高調波弁別・検波器５Ａ、バッファメモリ５Ｂ、クラッタ除去フィルタ５Ｃ、および演算器５Ｄを備える。この内、基本波／高調波弁別・検波器５Ａにより、エコー信号が直交位相検波され、ドプラデータが抽出されるとともに、このドプラデータから、一例として、超音波パルスの基本波（＝送信周波数ｆ_０）に対応したドプラ成分が抽出される。
【００４８】
この抽出されたドプラデータはその入力順に一旦バッファメモリ５Ｂに書き込まれる。そして、このメモリ５Ｂからは、スキャン断面上の同一位置に対するデータ書き込み順とは反対の時系列順で読み出される。つまり、フラッシュエコー現象による輝度増強の効果が薄れてきた終りの方のドプラデータから順に読み出され、後段のクラッタ除去フィルタ５Ｃに与えられる。
【００４９】
クラッタ除去フィルタ５Ｃにより、ドプラシフト量の違いを利用して固定反射体からのクラッタ成分がドプラ信号から除去される。このとき、フィルタの過渡応答による影響を回避するため、フィルタ出力波形の初期段階のデータが捨てられる。しかしながら、捨てられるデータは、上述したエコーデータの逆読みに拠って、フラッシュエコー信号が殆ど含まれないことから、さほど重要ではないデータになるので、後段の速度やパワーの解析の精度や感度には殆ど影響を与えないで済む。演算器５Ｄにより、このように処理されたエコーデータ列（エコー信号）の速度解析やパワー解析が行われ、造影剤、すなわち血流の運動速度像やパフュージョン（生体組織の還流）のフラッシュエコー特有のモザイク像、その速度関連のＣＦＭモード像データ、血管内血流やパフュージョンのパワー像データなどが生成される。この演算器５Ｄには、上述したデータの逆読み出しに起因して造影剤（血流）の流れの方向分離が逆になることを防止するために、その方向を補正する機能が付加されている。
【００５０】
Ｂモード処理器４およびＣＦＭモード処理器５の両方で生成された表示装置６に送られる。そして、例えば、Ｂモードの断層像にＣＦＭモードの速度分布カラー像やパワー像が重畳表示される。
【００５１】
（第２の実施形態）
本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置を図２〜１２に基づき説明する。この実施形態では、上述した第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成をさらに具体化して説明する。この装置による全体動作の流れは、第１の実施形態のものと同様である。
【００５２】
１．装置構成の概要
最初に、この超音波診断装置の構成の概要を説明する。図２に示す超音波診断装置は、第１の実施形態の装置と同様に全体的には、プローブ１１、送信器１２、受信器１３、Ｂモード処理系回路１４、ＣＦＭモード処理系回路１５、および表示装置１６を備え、その一方で、オペレータが必要な情報を入力するための操作パネル１７、その操作情報を取り込んで制御情報に生成し、この情報を装置の必要なユニットに送る制御装置１８、および心電（ＥＣＧ）信号を測定する心電計１９を備える。制御装置１８はＣＰＵを備えており、ソフトウエア的に各種演算を行うことができる。
【００５３】
２．各部の構成および動作
プローブ１１は、第１の実施形態で説明したものと同様に、一例として、アレイ形振動子を用いた電子的セクタスキャンの構造を採用している。
【００５４】
２．１．送信系の構成および動作
送信器１２は、送信トリガを発生する送信トリガ発生器２１と、その送信トリガを受けて送信パルスを発生するパルス発生器２２と、その送信パルスを駆動パルスに変換してプローブ１の振動子に与える送信回路２３と、送信トリガ発生器２１の動作を制御する送信トリガ制御回路２４とを備える。
【００５５】
この内、送信トリガ制御回路２４および送信トリガ発生器２１の動作内容は本発明の特徴の一部を成すものであるので、以下にそれを記す。送信トリガ制御回路２４の構成例は後に説明する。
【００５６】
第１に、送信トリガ制御回路２４は、送信トリガ発生器２１に対して送信トリガのオン（発生）、オフ（停止）を制御するように構成される。
【００５７】
超音波パルスを造影剤に照射することで、フラッシュエコー現象を起こすことはできるが、フラッシュエコー現象を起こした後、造影剤はその微小気泡の崩壊により消失してしまう。このため、後続の造影剤がスキャン部位に充満するまで送信を停止して、造影剤を消失させないようにする必要がある。そして、造影剤が十分に充満した時点で送信を再開すると、満足のいくフラッシュエコー現象を起こさせることができる。
【００５８】
図３に、この送信オン、オフのシーケンス例を示す。送信トリガ制御回路２４において、フラッシュ送信起動パルスＰ１の立上がりに同期してフラッシュ送信時間設定パルスＰ２が一定時間Ｔ１だけ立ち上がる。この送信時間Ｔ１の期間がフラッシュエコー現象を起こさせるための送信（以下、フラッシュ送信という）に割り当てられる。そこで、この一定時間Ｔ１の間に、例えば３フレーム分のＣＦＭモードおよびＢモードのエコーデータの収集を指令する３個の送信トリガ駆動パルスＰ３が一定期間毎に発生し、このパルスＰ３が送信トリガ発生器２１に出力される。フラッシュ送信時間設定パルスＰ２は一定時間Ｔ１が経過すると、次の一定時間Ｔ２はオフになり、この期間Ｔ２がフラッシュ送信をオフする待機期間になる。このように送信トリガＰ４の発生期間および停止期間を制御することにより、後述する如く、ＣＦＭモードで有効なフラッシュエコー画像を簡便に得ることができる。
【００５９】
ここで、フラッシュ送信オンの開始から次のフラッシュ送信オンの開始までの１周期を１シーケンスと呼ぶことにする。フラッシュエコー現象を起こしている期間は、数ミリ秒〜数十ミリ秒と考えられている。この時間の長さを考慮すると、各シーケンスのフラッシュ送信オンの期間において、通常、１〜十数フレーム分の超音波パルスの送信を一定時間毎に行うことができる。
【００６０】
なお、この送信オン、オフの制御に関連して、図４（ａ），（ｂ）に示す如く、フラッシュ送信起動パルスＰ１の相互の時間間隔を等間隔または不等間隔に設定する構成が挙げられる。同図（ａ）は、パルスＰ１が常に一定間隔τで立ち上がるシーケンスを示し、同図（ｂ）は、そのパルスＰ１が不等間隔τ１、τ２、τ３…で立ち上がるシーケンスを示す。
【００６１】
また、図５に示す如く、心電計１９から得られたＥＣＧ信号の例えばＲ波に同期した心電同期パルスＰ_ｅｃｇを生成し、１または複数のＪ心拍毎に、このパルスＰ４から一定の遅延時間δだけ遅らせて、ある適宜な心時相からフラッシュ送信起動パルスＰ１を立ち上げる構成も挙げられる。この図４および図５のシーケンスは送信トリガ制御回路２４において制御される。
【００６２】
第２に、フラッシュエコーイメージングに必要な諸量を術者が手動設定できるようになっている。
【００６３】
フラッシュ送信によるスキャンフレーム数は、術者が操作パネル１７から手動で設定できる。また造影剤の種類や目的に応じてその値を変えることができる。
また、フラッシュ送信の停止時間もやはり造影剤の種類や目的に応じて値を変えることができるが、後述する心電同期を行う場合を考えると、実際には停止時間の代わりに、フラッシュ送信のオン、オフの１シーケンスの周期を、術者が操作パネル１７から設定できるようにしたほうが便利である。１シーケンスの周期は、ある一定値に設定してもよいし、シーケンス毎に異なる値にしてもよい（図４（ａ），（ｂ）参照）。
【００６４】
さらに、上述したフラッシュ送信の等間隔または不等間隔の選択、それらの間隔値、さらには、ＥＣＧ同期を行うか否かの設定、ＥＣＧ同期の遅延時間値δ、およびＥＣＧ同期の同期間隔（Ｊ心拍値）をも手動で操作パネル１７から選択・設定できるようにしてもよい。
【００６５】
操作パネル１７に装備される、術者が操作するスイッチ類の配置例を図６に示す。この配置例によれば、フラッシュ送信オン／オフ・スイッチＳＷ１，モニタ動作オン／オフ・スイッチＳＷ２、時間カウンタ同期スイッチＳＷ３、等間隔／不等間隔切換スイッチＳＷ４，等間隔時間設定スイッチＳＷ５，不等間隔時間プログラムスイッチ群ＳＷ６，フラッシュ送信フレーム数設定スイッチＳＷ７，ＥＣＧ同期スイッチＳＷ８，同期間隔（Ｊ心拍値）設定スイッチＳＷ９，および遅延時間値δ設定スイッチＳＷ１０が装備される。時間カウンタ同期スイッチＳＷ３およびＥＣＧ同期スイッチＳＷ８は共にフラッシュ期間設定用で、トグルスイッチ構造になっている。なお、操作パネル１７には、このスイッチ類以外にもキーボードやトラックボールなどの入力器が装備され、術者が必要な情報を制御装置１８に与えることができる。
【００６６】
第３の特徴は、送信トリガ発生器２１からパルス発生器２２に出力される送信トリガＰ４のモード別の順番に関する。
【００６７】
この超音波診断装置は撮像モードとしてＢモードとＣＦＭモードを有するが、送信トリガ発生器２１は、フラッシュ送信開始の指令を受けると、ＣＦＭモードの送信トリガＰ４をＢモードのそれに常に先行して発生させる構成を有する。
【００６８】
送信トリガ発生器２１は、図３に示す送信トリガ駆動パルスＰ３を送信トリガ制御回路２４から受ける度に、ＢモードおよびＣＦＭモードの両方について１フレーム分のフラッシュ送信開始が指令されたと認識し、送信トリガＰ４を発生する。送信トリガＰ４は、１フレーム毎にＢモード用とＣＦＭ用とをセットにして発生する。このとき、ＣＦＭの送信トリガＰ４がＢモードのそれよりも先行させる。この先行制御は、送信トリガ発生器２１が有する図示しないカウンタなどのロジック回路またはＣＰＵにより実行される。
【００６９】
この先行制御が有効である理由は以下のようである。Ｂモードの送信トリガＰ４を先に発生させると、Ｂモードでの超音波パルス送信が先に行われ、このＢモード送信でフラッシュエコー現象が起きる。この後に、ＣＦＭモードでの超音波パルス送信を行っても、造影剤の微小気泡の少なくとも一部または大半は既に崩壊しているから、フラッシュエコー現象は非常に弱いものになる。つまり、ＣＦＭモードでのフラッシュエコー現象に伴うエコー信号（フラッシュエコー信号）の強度が低くなるか、または、全く得られない状態になる。この状態を回避するため、ＣＦＭモードの送信を優先させる。
【００７０】
ＣＦＭモード用の送信トリガＰ４の発生をＢモードのそれよりも先行させるシーケンス例を図７（ａ）または（ｂ）に示す。勿論、これ以外のシーケンス例も可能である。この図７（ａ）のシーケンス例では、走査線毎に、先ずＣＦＭモード用の送信トリガを発生し、その後、Ｂモード用の送信トリガを発生する。これを走査線分繰り返して１フレーム分のトリガを発生し、これを指定されたフレーム数分繰り返す。同図（ｂ）のシーケンス例によれば、先ず１フレーム分のＣＦＭ用の送信トリガを発生し、その後に１フレーム分のＢモード用の送信トリガを発生する。これを指定されたフレーム数分繰り返す。
【００７１】
このようにＣＦＭモード用の送信トリガがＢモードのそれよりも先行するように制御することで、ＣＦＭモードを優先させ、ＣＦＭモードでのフラッシュエコー信号の感度を上げることできる。
【００７２】
ここで、送信トリガ制御回路２４の構成例を図８に示す。この制御回路２４は、フラッシュ送信の周期（すなわち１シーケンスの周期に相当）を設定するための２つのメモリ２４Ａ，２４Ｂおよびセレクタ２４Ｃを有する。この内、一方のメモリ２４Ａには、等間隔時間設定スイッチＳＷ５により設定されたフラッシュ送信の等間隔インターバル値τが書き込みパルスに応答して書き込まれる。もう一方のメモリ２４Ｂには、不等間隔時間プログラムスイッチ群ＳＷ６により設定されたフラッシュ送信の不等間隔インターバル値τ１，τ２，…がアドレス値を指定して書き込まれる。セレクタ２４Ｃは、等間隔／不等間隔切換スイッチＳＷ４からの信号に応答して切り替わり、等間隔側のメモリ２４Ａまたは不等間隔側のメモリ２４Ｂの一方から読み出されたインターバル値を選択する。これにより、フラッシュ送信の等間隔または不等間隔のいずれかの態様を選択でき（図４参照）、そのインターバル値が出力される。
【００７３】
この送信トリガ制御回路２４にはまた、セレクタ２４Ｃの出力側にフラッシュ送信起動パルス発生回路２４Ｄ、同期方式選択用のセレクタ２４Ｅ、フラッシュ送信時間設定パルス発生回路２４Ｆ、および送信トリガ駆動パルス発生回路２４Ｇをこの順に備えられている。
【００７４】
フラッシュ送信起動パルス発生回路２４Ｄは、セレクタ２４Ｃで選択出力されたインターバル値を内蔵する時間カウンタでカウントし、そのインターバル値に到達する度に、フラッシュ送信起動パルスＰ１を発生させ、これを時間カウンタ同期法に基づく起動パルスとしてセレクタ２４Ｅに送る。
【００７５】
ところで、この送信トリガ制御回路２４にはさらに、心電同期用の回路として、メモリ２４Ｈ，心電同期パルス発生回路２４Ｉ，心拍数カウンタ２４Ｊ，および遅延回路２４Ｋを備える。この内、メモリ２４Ｈには、同期間隔（Ｊ心拍値）設定スイッチＳＷ９により設定された同期間隔値（Ｊ心拍値：Ｊ≧１以上の整数値）が書き込まれる。また心電同期パルス発生回路２４Ｉは心電計１９からの心電（ＥＣＧ）信号を受けて、Ｒ波に同期した心電同期パルスＰ_ｅｃｇを発生する（図５参照）。この心電同期パルスＰ_ｅｃｇは心拍数カウンタ２４Ｊに送られる。心拍数カウンタ２４Ｊは、心電同期パルスＰ_ｅｃｇの数をカウントし、そのカウント値がメモリ２４Ｈから読み出されたＪ心拍値に達したときに、Ｊ心拍同期パルスＰ１′を出力する。例えば前述した図５の心電同期法の場合、同期間隔値＝Ｊ心拍値＝２心拍であり、２心拍に１回の割合でフラッシュ送信をオンにすることに意味する。
【００７６】
Ｊ心拍同期パルスＰ１′は遅延回路２４Ｋに与えられる。この遅延時間２４Ｋには、遅延時間値δ設定スイッチＳＷ１０で設定された遅延時間δが与えられている。このため、Ｊ心拍同期パルスＰ１′は遅延回路２４Ｋによりδ時間の遅延が掛けられ、心電同期法に基づくフラッシュ送信起動パルスＰ１として前述したセレクタ２４Ｅに送られる。
【００７７】
このセレクタ２４Ｅには、時間カウンタ同期スイッチＳＷ３またはＥＣＧ同期スイッチＳＷ８からの設定信号が切換制御信号として与えられている。このため、セレクタ２４Ｅは、発生回路２４Ｄから送出された時間カウンタ同期法に拠るフラッシュ送信起動パルスＰ１または遅延回路２４Ｋを経由して与えられた心電同期法に拠るフラッシュ送信起動パルスＰ１のいずれかを切換制御信号の種別に応じて選択する。この選択された起動パルスＰ１はフラッシュ送信時間設定パルス発生回路２４Ｆに送られる。
【００７８】
この発生回路２４Ｆには、フラッシュ送信フレーム数設定スイッチＳＷ７からフラッシュ送信のフレーム数の情報、さらには後述するＣＦＭモード、Ｂモードの各１フレームの所要時間の情報が与えられている。このため、発生回路２４Ｆは、選択されたフラッシュ送信起動パルスＰ１に同期して、指定フレーム数に見合ったパルス長Ｔ１のフラッシュ送信時間設定パルスＰ２（図３参照）を発生させる。この設定パルスＰ２は最終段の送信トリガ駆動パルス発生回路２４Ｇに送られる。
【００７９】
このパルス発生回路２４Ｇには、制御装置１８からＣＦＭモードの１フレームの所要時間およびＢモードの１フレームの所要時間が供給され、モニタ動作オン／オフ・スイッチＳＷ２からモニタ動作オン・オフ信号が供給され、さらに前述したフラッシュ送信のフレーム数が指定されている。この内、各モードの１フレームの所要時間に関する情報は、与えられたレート周期、１フレームの走査線本数などのデータに基づき制御装置１８のＣＰＵが演算して求める値である。これによって、送信トリガ駆動パルス発生回路２４Ｇは図３に示す如く、指定フレーム数にしたがって所要周期の送信トリガ駆動パルスＰ３をフラッシュ送信時間帯にのみ発生する。この駆動パルスＰ３は前述したように送信トリガ発生器２１に送られる。
【００８０】
さらに、この送信トリガ発生器以降の回路を説明する。送信トリガ発生器２１は、この送信トリガ駆動パルスＰ３が１個到来する毎に、送信トリガＰ４のＣＦＭモードおよびＢモードのそれぞれ１フレーム分を、例えば図７（ａ）または（ｂ）の順序で且つ所定のレート周期Ｔｒ（超音波送信間隔）で発生させる。この送信トリガＰ４によりトリガを掛けられたパルス発生器２２は、そのトリガ毎に、所定の送信周波数ｆ_０の送信パルスＰ５をレート周期Ｔｒで発生する。
【００８１】
送信回路２３は、この送信パルスＰ５を受ける度に、このパルスＰ５に振動子毎に異なる遅延時間を与え、遅延した各振動子毎の送信パルスＰ５を設定電圧まで増幅して駆動パルスＰ６を生成し、このパルスＰ６をプローブ１１の指定された振動子に供給する。送信駆動素子数及び駆動パルスＰ６は、ＣＦＭモードの送信開口乃至送信電圧が被検体に対する安全性規定の範囲内で大きくなるように設定されている。これにより、超音波パルスがプローブ１１被検体内に送信される。
【００８２】
送信周波数ｆ_０および／または設定電圧（送信音圧に相当）はＣＦＭモードおよびＢモードで別々に設定してもよく、通常、そのようにモード別にマッチした送信条件が与えられる。
【００８３】
ＣＦＭモードの場合、送信回路２３は、送信を担う振動子個々には異なるが全体には同一の遅延時間で成る遅延時間パターンを与えたパルス駆動信号Ｐ６をＮ回（例えば１６回）、各振動子に繰り返し供給する。これにより、超音波パルスが同一方向にＮ回繰返し送信される。次の１シーケンスのときのＮ回の送信のときには、パルス駆動信号Ｐ６の遅延時間パターンを少し変化させ、同様の繰返し送信を行う。これを繰り返すことで、断面がスキャンされる。Ｂモードの場合、送信回路２３は、超音波パルスの送信毎に振動子に与えるパルス駆動信号Ｐ６の遅延時間パターンを少しずつ変化させる。これにより断面がスキャンされる。
【００８４】
このＣＦＭモードおよびＢモードのスキャンは、指定されたフレーム数だけ実行され、これで１回のフラッシュ送信が完了する。その後、送信を停止して待機し、一定時間の後、再びフラッシュ送信が行われる。このシーケンスが繰り返される。
【００８５】
この超音波パルスは被検体内を伝搬しながら、制御された送信遅延時間により送信ビームを形成し、音響インピーダンスの異なる境界面でその一部が反射してエコー信号になる。戻ってきたエコー信号の一部または全部はプローブ１１の１つまたは複数の振動子で受信され、対応する電気信号に変換される。
【００８６】
２．２．受信系の構成および動作
一方、プローブ１１に接続された受信器１３は、プローブの各振動子に電気的に接続された複数の受信チャンネルの信号処理系を有する。この受信チャンネルのそれぞれの信号処理系の入力側にはプリアンプ３１ａ（…３１ｎ）が挿入され、各プリアンプ３１ａ（…３１ｎ）の後段にＡ／Ｄ変換器３２ａ（…３２ｎ）、デジタルタイプの受信遅延回路３３ａ（…３３ｎ）がこの順に挿入されている。
受信遅延回路３３ａ…３３ｎの遅延出力は、デジタルタイプの加算器３４で加算される。
【００８７】
このため、プローブ１１が受信したエコー信号は、その対応する電気量のアナログ信号として受信チャンネル毎に受信回路１３に取り込まれる。そして、このエコー信号は受信チャンネル毎に増幅された後、デジタル量のエコー信号に変換される。このエコー信号は受信チャンネル毎に送信時とは反対のパターンの遅延時間で遅延制御された後、加算される。これにより、送信時と同じ指向性を持った受信ビームに対応したエコー信号が受信器１３から出力される。このエコー信号はＢモード処理系回路１４およびＣＦＭモード処理系回路１５にそれぞれ供給される。
【００８８】
２．２．１．Ｂモード処理系の構成および動作
Ｂモード処理系回路１４は、ここではデジタル信号を処理するデジタルタイプの回路群から成り、受信回路１３から供給されたエコー信号からＢモードの画像データを生成する機能を有する。
【００８９】
この回路１４は図示しないが、対数増幅器、包絡線検波器を有する。このＢモード処理系回路１４では、エコー信号はまず対数増幅器で対数的に増幅される。
そして、対数増幅器の出力信号の包絡線が包絡線検波回路で検波される。この検波信号はＢモード画像データとして表示装置１６に送られる。
【００９０】
なお、Ｂモード画像は従来法のように基本波成分で生成される画像でもよいが、高調波を用いた画像でもよく、特に限定されるものではない。
【００９１】
２．２．２．ＣＦＭモード処理系の構成および動作）
またＣＦＭ処理系回路１５は、ＣＦＭモードでフラッシュエコーイメージングに基づく血流動態を観測するＣＦＭモードの画像データの作成を担う回路群であり、デジタル信号の状態で各種の処理を行うデジタルタイプの回路群で構成されている。
【００９２】
このＣＦＭ処理系回路１５は、その入力側から２系統に信号処理系（２チャンネルａ，ｂ）が分岐し、その各系統にミキサ４１ａ（４１ｂ）、ＬＰＦ４２ａ（４２ｂ）、ＢＰＦ４３ａ（４３ｂ）、バッファメモリ４４ａ（４４ｂ）、およびＭＴＩフィルタ４４ａ（４４ｂ）をこの順に挿入してある。ＭＴＩフィルタ４４ａ，４４ｂの出力側は演算回路４５を介して表示装置１６に至る。
【００９３】
この内、ミキサ４１ａ，４１ｂおよびＬＰＦ４２ａ，４２ｂは直交位相検波器を構成し、エコー信号を直交位相検波して各送受信毎且つ各深さ位置毎のドプラデータを抽出する。この回路１５には、基準信号を発振する基準発振器４７と、この基準信号に正確に９０度の位相差を与えてミキサ４１ａ，４１ｂにそれぞれ供給する位相器４８とを備える。この基準信号は、検出する信号の周波数と略同一の周波数を有する。例えば、基本波を検出するときは、送信される超音波パルス信号と略同一の周波数を有し、高調波を検出するときはその高調波の周波数と略同一の周波数を有する。この結果、受信器１３の出力信号と基準信号とがミキサ４１ａ及び４１ｂにより乗算される。この乗算によって得られる、位相が９０゜異なった結果信号はそれぞれＬＰＦ４２ａ、４２ｂを通過して、ミキシングで発生した不要な高周波成分が除去され、ベースバンドのドプラデータが抽出される。つまり、エコー信号から直交位相検波によりドプラデータが抽出される。この直交位相検波することにより、プローブに近づく血球からの信号と遠ざかる血球からの信号とを分離して検出すること（方向分離）が可能である。このドプラデータは、２系統の各系統別に、ＢＰＦ（バンドパスフイルタ）４３ａ，４３ｂに入力される。
【００９４】
ＢＰＦ４３ａ、４３ｂは、画像化目的に応じて、ドプラデータから基本波および／または高調波を抽出するために設けられている。このＢＰＦ４３ａ、４３ｂは、本発明の第４番目の特徴的な構成を成すものである。
【００９５】
このＢＰＦ４３ａ、４３ｂそれぞれにより、基本波のみ、高周波のみ、または基本波と高調波をそのまま通過させることができる。直交位相検波されたドプラデータには、送信周波数に対応する基本波としての、強いクラッタ信号と、フラッシュエコー現象を起こした造影剤の強い信号、および、その高周波としての、被検体の超音波伝搬の非線形性に起因して発生すると考えられる弱いクラッタ信号と、フラッシュエコー現象を起こした造影剤の基本波よりは弱いが、依然としてかなり強い信号との４種類が含まれる。
【００９６】
この４種類の波形の受信スペクトラム（すなわち、受信器１３の出力のスペクトラム）の例を模式的に図９に示す。但し、この図では、高調波としては信号強度が最も高い２次高調波のみを示す。高調波には、２次高調波、３次以降の高次の高調波、及び、１／２次，１／３次などのサブハーモニックが含まれるが、通常は２次高調波の信号強度が最も高い。従って、高調波を抽出するときは、Ｓ／Ｎ向上の観点から２次高調波のみを抽出した方がよい。勿論、一般には、高調波は２次高調波には限定されない。
【００９７】
また、基本波と高調波の両者を通過させる場合も考えられるが、この場合の考え方は基本波を抽出する場合と同じであること、また、基本波と高調波の両者を通過させるよりは基本波を抽出した方がＳ／Ｎがよいことから、以降両者を区別せず、基本波を抽出するという表現で統一する。
【００９８】
以上の背景に基づき、ここでは基本波を抽出する場合のみを説明する。なお、高調波の抽出の説明は後述の第４の実施形態で行う。
【００９９】
造影剤のフラッシュエコー現象に起因した基本波を抽出することの利点は、高調波に比べ信号強度が高く、血流検出感度が良いことである。上述したように、基本波にはフラッシュエコー現象を起こした造影剤からの強い基本波の信号が含まれており、検出感度の上では最も有利である。感度が高いということは、その分、被検体のより深い位置からも造影剤の反射信号を収集することができることを意味する。即ち、ペネトレーションが高いので、より広い範囲に渡りスキャンを行うことができる。しかしながら、基本波には強いクラッタ成分も同時に含まれている。造影剤からの反射信号成分とクラッタ成分の強度は互いにほぼ同等か、造影剤からの反射信号成分の方がやや弱いので、クラッタ成分は的確に除去する必要がある。
【０１００】
ドプラデータから基本波成分を抽出するには、図１０（ａ）のスペクトラム（直交位相検波前のスペクトラム）に示す如く、ＢＰＦ４３ａ，４３ｂそれぞれの通過帯域の中心を送信周波数ｆ_０ とほぼ同じ値に合わせ、超音波パルスの帯域に応じてＢＰＦの帯域幅を決める。また、ドプラデータから基本波成分および高調波成分の両者を同時に抽出するには、同図（ｂ）のスペクトラムに示す如く、通過帯域の中心を高調波側に（例えば１．５ｆ_０ に）ずらし、通過帯域を基本波成分と高調波成分の両方を含むように広めに設定すればよい。実際には、直交位相検波回路の基準信号発生器４７の周波数を前者の例ではｆ０とほぼ同じ値、後者の例では例えば１．５ｆ_０ にして直交位相検波し、通過帯域の中心を０にした後、帯域の中心が０で所望の帯域幅を持ったＢＰＦ４３ａ，４３ｂで基本波成分又は基本波成分と高調波成分とを抽出する。このとき、ＢＰＦ４３ａ，４３ｂはハードウエア的にはＬＰＦで構成されるが、機能的にはＢＰＦである。以下の説明では、本説明は省略し、前述した図１０に関する構成のみを説明する。
【０１０１】
このように、基本波を用いた場合は、フラッシュエコー信号の検出感度が最も高いので、高いペネトレーションでフラッシュエコー画像を作成できる。
【０１０２】
バッファメモリ４４ａ、４４ｂは、各信号系統毎に、ドプラデータをバッファ用に一次保管し、断面の同一位置に対する時系列のドプラデータ、すなわちドプラ信号として読み出すとともに、そのデータ読み出し時にＭＴＩフィルタ４４ａ，４４ｂへの同一位置のデータの入力順を逆転（逆読み）させるために設けられる。この逆読みは本発明の第５番目の特徴を成すもので、後段のＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂの過渡応答対策の１種である、いわゆる「初期データカット」を有効ならしめつつ、フラッシュエコー信号の感度を向上させる処理である。
【０１０３】
この逆読み処理を制御するため、バッファメモリ４４ａ，４４ｂに対して、そのデータ書き込みを制御する入力アドレスカウンタ４９と、データ読み出しを制御する出力アドレスカウンタ５０が設けられている。
【０１０４】
ＣＦＭモードの場合、スキャン断面の同一場所、すなわち同一ラスタを複数のＮ回スキャンし、その各回のスキャン毎に、得られたエコー信号を直交位相検波する。この検波により得られたドプラデータからＢＰＦにより例えば基本波成分が抽出される。この基本波成分のデジタルデータは、バッファメモリ４４ａ，４４ｂ内の入力アドレスカウンタ４９により指定されたアドレスに順次記憶されていく。この結果、各ラスタについて見れば、Ｎ回のスキャンが終わった時点で、図１１（ａ）に示す如く、超音波パルスの送受信回数を１次元とし、各ラスタの深さ位置をもう一方の１次元とする２次元のドプラデータが各バッファメモリに格納される。
【０１０５】
ここで、逆読みの処理の必要性および背景を以下に説明する。ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂは、このドプラデータを読み出してクラッタ成分を除去するためのフィルタリング処理を行う必要がある。これを行うため、従来は、出力アドレスカウンタで読み出しアドレスを切り替えながら、同一深さ位置で得られたＮ個の時系列のドプラデータをバッファメモリそれぞれから読み出し、ＭＴＩフィルタそれぞれに取り込む。ＭＴＩフィルタでは、後述するようにクラッタ成分が除去され、造影剤からの反射成分のみが抽出される。
【０１０６】
ＭＴＩフィルタでのフィルタリングの際、図１２（ａ）に表すように、そのフィルタ出力波形の初期段階に過渡応答が生じる。このため、フィルタリングされたＮ個のデータ全部を用いて画像を得ると、過渡応答の影響で著しい画質の劣化を起こす。その対策の１つとして、フィルタリングを行った後、過渡応答が起こっている最初の数個のドプラデータを捨てて、過渡応答の影響を受けていない残りのドプラデータだけを使って速度やパワーの解析を行い、画像データを得るようにしている。この最初の数個のドプラデータを捨てる処理が「初期データカット」とも呼ばれる処理である。
【０１０７】
しかしながら、造影剤からの反射信号は、微小気泡の存在度合いから見て時間的に初めの方のドプラデータほど信号強度が高く、経時的に後になるほどその強度は弱くなる。したがって、過渡応答の影響を回避せんがために、最初の方のデータを捨てると、造影剤からの反射信号の強度が低いドプラデータだけを使った速度やパワーの解析になってしまう。これでは、造影剤からの反射信号の感度が大幅に低下してしまう。
【０１０８】
そこで、本発明では、この問題を解決するため、バッファメモリ４４ａ，４４ｂの夫々から各ラスタ上の各深さ位置で得られたＮ個の時系列データを読み出すときに、順序を逆にして時間的に最後に得られた信号から先に読み出す。このように逆の順序で読み出すと、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂで過渡応答を起こすドプラデータは、造影剤からの反射成分の強度が小さいか、または強度が殆ど零に近い時間的に最後の方のデータとなる。したがって、図１２（ｂ）に示す如く、過渡応答を起こしたドプラデータの部分を捨てても、後に残るのは、造影剤からの強い反射信号に拠るドプラデータの列である。この残ったドプラデータを使って速度やパワーの解析を行うことで、その感度を向上させることができるし、かかる過渡応答の画像上への弊害をも回避できる。
【０１０９】
このバッファメモリ４４ａ，４４ｂ夫々からの逆読み出しの処理は、本実施形態では、出力アドレスカウンタ５０に読み出しアドレスを以下のように指定させることで実現している。
【０１１０】
いま、理解し易いように、ある１方向のラスタの送受信に限定して説明するが、これに限定されるものではない。前述したデータ書き込みにおいて、入力アドレスカウンタ４９は、例えば、１、２、３、…、Ｎ＊Ｌの順にアドレスをカウントし、バッファメモリ４４ａ（４４ｂ）には、これにより指定されたアドレスにドプラデータが記憶される（図１１（ａ）参照）。つまり、先ず１回目の送受信に対応して、そのラスタの深さ位置のアドレスに、１、２、…、ＬとＬ個（例えばＬ＝１０２４）のドプラデータが記憶される。次に、２回目の送受信に対応して、そのラスタの深さ位置のアドレスに、１、２、…、ＬとＬ個のデータが記憶される。以降、Ｎ回目の送受信まで、順次、受信した順序で各ラスタの深さ位置のアドレスに同様にデータ記憶がなされる。
【０１１１】
そこで、このバッファメモリ４４ａ（４４ｂ）からドプラデータを読み出すときには、例えば深さ位置の浅い方から順に、同一深さのデータを、送受信順序がＮ回目、（Ｎ−１）回目、…、１回目となるように読み出す（図１１（ｂ）参照）。すなわち、出力アドレスカウンタ５０のアドレスのカウントを
【数１】

という順序で行う。これにより、各深さ位置毎に、Ｎ回目のドプラデータから１回目のドプラデータまで、その書き込み時、すなわちエコー信号受信時とは時間的に逆の順序でドプラデータを読み出すことができる。
【０１１２】
さらに、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂは、各系統別に、バッファメモリ４４ａ，４４ｂから逆読みされて送られてきたドプラ信号を入力し、心臓壁など固定反射体で反射してきた不要なエコー信号（クラッタ成分）を除去するとともに、いわゆる前述した「初期データカット」の処理を行う。これにより、クラッタ成分がドプラ信号全体から確実かつ精度良く除去され、造影剤からの反射信号が確実に抽出される。
【０１１３】
前述したように、フラッシュエコー現象を起こした造影剤からのドプラ信号のスペクトラムは広帯域（プロード）であるのに対して、クラッタ信号は殆どドプラシフトを生じていないので、特定のドプラスペクトラムを持つ。そこで、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂでは、このドプラスペクトラムの差を利用してクラッタ信号を取り除くように帯域設定されている。
【０１１４】
ＭＴＩフィルタ部４５Ａ，４５Ｂにより、クラッタ成分は除去され、造影剤からの反射波のみが演算回路４６に送られる。演算回路４６は、実数部、虚数部に相当するドプラデータを用いて血流の動態情報を推定する、例えば自己相関器およびこの相関結果を用いる平均速度演算器、分散演算器、パワー演算器を有しており、スペクトルの平均速度（ドプラ周波数）、速度分布の分散、血流からの反射信号のパワーなどの情報が推定演算される。この演算結果はＣＦＭモードの画像データとして表示装置１６に送られる。
【０１１５】
ところで、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂ夫々からのフィルタ出力は、送受信の順序と逆の順序になっている。つまり、ドプラシフトの位相が逆に回り、ドプラ周波数の方向分離を表す符号が逆になるから、実際の方向と逆の方向を示してしまう。従って、符号の付け替えを行い、正しい方向を示す値に変換する必要がある。この符号の付け替え処理は、本発明の第６番目の特徴を成すもので、この処理を演算回路４６で合わせて行うようにしてある。
【０１１６】
例えば判り易いように、ドプラ周波数が単一の値ｆ_ｄ であるとすると、送受信と同じ順序でデータが並んでいれば、
【数２】

となる。一般性を失うことなく、ｉ＝１及び２として考える。送受信と同じ順序でデータが並んでいれば、検出されるドプラ周波数ｆ_{ｄ，ｆｏｒ}は、
【数３】

となる。送受信と逆の順序でデータが並んでいれば、検出されるドプラ周波数ｆ_{ｄ，ｒｅｖ}は、
【数４】

となる。従って、送受信と逆の順序でデータが並んでいるときは、計算されたドプラ周波数の符号を付け替えることにより、正しい方向分離符号を持つドプラ周波数が得られる。したがって、演算回路４６の平均速度演算器は求めたドプラ周波数の符号（方向）の極性を逆転させる。
【０１１７】
また、回路規模は若干大きくなるが、同様の効果を得る処理として、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂの出力側に前記バッファメモリ４４ａ，４４ｂと同様のバッファメモリを配置し、このバッファメモリへの書込み、読出しを通してデータの順序を再度、逆転させて順並びにし、これを演算回路４６に入力させる処理法を採用してもよい。
【０１１８】
２．２．３．表示系の構成および動作
こうして算出された速度データ又はパワーデータは表示装置１６に送られる。
表示装置１６は、Ｂモード用およびＣＦＭモード用の２種類のフレームメモリおよび書込み／読出し制御回路を備えたデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）６１、ピクセルのカラー付与処理を行うカラー処理器６２、Ｄ／Ａ変換器６３、および表示用のＴＶモニタ６４を備える。Ｂモード処理系回路１４およびＣＦＭモード処理系回路１５から出力されたデジタル量の画像データおよび速度データはＤＳＣ６１の自己のフレームメモリに夫々書き込まれる。
【０１１９】
ＤＳＣ６１では、Ｂモード用フレームメモリおよびＣＦＭモード用フレームメモリに格納されたデータが各別に標準ＴＶ方式で読み出される。さらに、この読出しと並行して、両フレームメモリの共通画素同士の一方が択一的に選択され、Ｂモード画像（背景像）にＣＦＭモード画像（造影剤、すなわち血流の速度データ又はパワーデータ）が重畳された１フレームの画像データが形成される。この速度データ又はパワーデータにはカラー処理器３２でカラー付与処理が施された後、Ｄ／Ａ変換器により所定タイミング毎にアナログ信号に変換され、ＴＶモニタ３４にフラッシュエコーイメージングに拠るＣＦＭ画像として表示される。
【０１２０】
３．全体的な動作および作用効果
上述したように、この超音波診断装置にあっては、送信トリガ制御回路２４によってフラッシュ送信が自動的に一定期間毎にオン・オフ制御される。そして、フラッシュ送信のオン期間には、被検体内に超音波パルスが送信される。造影剤は超音波パルスの照射によってフラッシュエコー現象を起こし、強い基本波と強い高調波を含んだ成分を反射する。それと共に、超音波パルスは被検体内の音響インピーダンスの各界面で反射される。これらのエコーは、混合された状態で、プローブの全部またはー部の圧電振動子で受信される。
【０１２１】
なお、送信のオフ期間には、送信に関しては格別の処理は行われず、単に待ち時問が発生するだけである。
【０１２２】
受信信号は受信器１３に取り込まれる。受信器１３で整相加算されたデジタル量のエコー信号はＢモード処理系回路１４とＣＦＭモード処理系回路１５とへ送られる。Ｂモード処理系回路１４によりＢモードの断層像データが生成される。
一方、ＣＦＭモード処理系回路１５によりフラッシュエコーイメージングに拠るＣＦＭモードの例えば血流速度分布像データが生成される。そして、表示装置１６のＴＶモニタ６４には、白黒のＢモード断層像にＣＦＭモードの血流速度分布カラー像が重畳して表示される。
【０１２３】
したがって、被検体に造影剤を投与し、フラッシュエコーイメージングに拠ってＣＦＭモードの画像を容易に且つ精度良く観察することができる。
【０１２４】
とくに、従来装置におけるように、フラッシュエコー現象を起こさせるために、フリーズボタンを手動操作して送信を一旦止め、一定時間後にこのフリーズを解除するといった繁雑な手動操作を行う必要が無く、正確且つ的確にフラッシュ送信のオン・オフ制御できる。このフラッシュ送信のオン・オフの各期間は与えた条件により自動的に演算される。さらに、ＣＦＭモードのフラッシュ送信は常にそのほかのモードの送信に先行するように制御されるから、ＣＦＭモード時に高い強度のフラッシュエコー信号を受信できる。
【０１２５】
また、術者は、所望のフラッシュ送信条件やスキャン条件を操作パネルから与えるだけでよい。勿論、それらの条件の変更も簡単に操作パネルを介して行うことができ、この変更した条件に対しても装置側は自動的に追随できる。術者が希望すれば、心電同期法を使用することもできる。
【０１２６】
さらに、ＣＦＭモードの受信信号処理においても、ＢＰＦによって、直交位相検波アーチファクトのエコーデータから造影剤のフラッシュエコー現象に起因した基本波成分および／または高調波成分を適宜に抽出できる。フラッシュエコーイメージングにおける検出感度などの特性に応じてどの成分を抽出するかを決めることができる。
【０１２７】
また、ＭＴＩフィルタにより、その基本波成分および／または高調波成分からクラッタ成分も除去され、血流などに起因したドプラデータのみが的確に抽出される。このフィルタリングのときに、スキャン面の同一位置に対して、ＭＴＩフィルタへのドプラデータ列の入力順をその検出順とは反対の時系列順序になるように変換している（逆読み処理）。このため、ＭＴＩフィルタでのフィルタリング過渡応答の影響を受ける序盤のドプラデータを、積極的に、フラッシュエコー現象の弱いデータに押しつけることができる。このため、いわゆる「初期データカット」の処理により捨てるデータはフラッシュエコー現象の弱いドプラデータである。したがって、過渡応答の影響を確実に回避でき、同時に、フラッシュエコー現象の強いドプラデータを残し、高精度な速度解析を行わせることができる。
【０１２８】
さらに、演算回路によって速度解析されたデータは、同回路において符号の付け替え処理をも受ける。これにより、上述した逆読み処理を行っても、血流の方向性分離を誤ることがない。
【０１２９】
このように、この超音波診断装置によれば、とくに実際の診療の場での実用性が高く、且つ、各種の信号処理がフラッシュエコー現象で生じる増強信号の検出、処理に適した高感度の検出になる。したがって、操作性および実用性に優れ、かつ、診断能の高い、フラッシュエコーイメージングをＣＦＭモードで行うことができる超音波診断装置が提供される。
【０１３０】
とろこで、上述したＣＦＭモード処理系回路は直交位相検波器の後ろに、２チャンネルａ，ｂ別々にＢＰＦを挿入した。このＢＰＦの挿入位置の場合、ＢＰＦの設計が容易にすることができる。
【０１３１】
また、本実施形態の超音波診断装置にあっては、その受信・処理系回路１３〜１５を、受信増幅器の直後にＡ／Ｄ変換器を置いたデジタル処理タイプの回路に構成している。このデジタル化により、回路動作の安定化は勿論のこと、受信器や処理系回路の性能向上と処理の多様化とを推進することができる。
【０１３２】
なお、この実施形態にあっては、断層像上にＣＦＭ画像を表示する態様で説明してきたが、必ずしもそのような表示態様に限定されるものではない。
【０１３３】
（第３の実施形態）
本発明の第３の実施形態を図１３に基づき説明する。なお、これ以降の実施形態において、上述した第２の実施形態と同一または同等の構成要素には同一符号を用い、その説明を省略または簡略化する。
【０１３４】
この実施形態に係る超音波診断装置は、前述したＣＦＭ処理系回路１５に搭載するクラッタ成分の除去の別の構成に関する。具体的には、ＭＴＩフィルタに代えて、差分法に基づく差分演算回路を用いることを特徴とする。
【０１３５】
図１３には、デジタルタイプのＣＦＭ処理系回路１５を示す。この処理系回路１５には、そのバッファメモリ４４ａ，４４ｂそれぞれに後段に、差分演算回路５１ａ，５１ｂを各系統毎に介挿し、この差分演算回路５１ａ，５１ｂの差分出力それぞれを演算回路４６に渡すように構成してある。これ以外の構成は、前述した図２に記載のものと同一である。
【０１３６】
この差分演算回路周辺の動作を説明する。出力アドレスカウンタ５０でアドレスを切り替えながら、同一深さ位置にて得られたＮ個のドプラデータがバッファメモリ４４ａ，４４ｂから読み出される。この読み出す順序は、この場合、同一深さ位置に対する送受信の順序でよい。読み出されたドプラデータは、差分演算回路５１ａ，５１ｂのそれぞれによって、隣り合うデータ間での差分処理に付される。
【０１３７】
具体的には、ａチャンネルにおける差分演算回路５１ａに入力するドプラデータをｉ_１，ｉ_２，ｉ_３，ｉ_４とすれば、出力は（ｉ_２−ｉ_１），（ｉ_３−ｉ_２），（ｉ_４−ｉ_３）となる。ｂチャンネルも同様に差分される。クラッタはほぼ静止しているので、隣り合うドプラデータのクラッタ成分はほぼ同じ値を持つことになり、この差分演算により除去される。これに対して、フラッシュエコー信号はドプラ周波数が広帯域（ブロード）であることから、乱れた時間波形を持つと考えられ、上記差分演算を行っても除去されずに通過する。
【０１３８】
従って、この差分演算を行えば、クラッタ成分を除去し、かつ、フラッシュエコー信号を抽出することができる。とくに、この差分演算の場合、差分演算自体によって過渡応答現象は生じることはないので、第２の実施形態で説明したような過渡応答対策としての「初期データカット」処理を行う必要がなく、したがってバッファメモリからの「逆読み処理」も不要になり、その一方で、フラッシュエコー信号が高強度である、時間的に先の方のドプラデータをそのまま速度解析に参加させ、高い速度検出感度を確保することができる。
【０１３９】
（第４の実施形態）
本発明の第４の実施形態を図１４に基づき説明する。この実施形態の超音波診断装置は、そのＣＦＭ処理系回路のＢＰＦにより、造影剤のフラッシュエコー現象に起因した高調波を抽出することを特徴とする。
【０１４０】
この高調波を抽出する場合の利点は、基本波を抽出する場合に比べて、別のアーチファクトを除去する能力があるということである。アーチファクトで最も強いのは、音場のメインローブで拾う臓器実質のエコー、すなわちクラッタ成分であるが、その他に心筋の動きを音場のサイドローブで拾う場合のような、強度は弱いが、高いドプラ周波数を持つアーチファクトが検査部位によっては存在する。基本波を用いる場合、クラッタ成分のドプラ周波数はほぼ零であるので、ＭＴＩフィルタでクラッタ成分を除去できるが、後者のようなアーチファクトが存在した場合、ＭＴＩフィルタでは除去できず、そのアーチファクトが画像に表われてしまう。
【０１４１】
このような状況では、高調波の抽出が有効である。即ち、後者のようなアーチファクトは、強度が弱く、高調波は存在しないので、高調波を抽出することにより除去される。また、クラッタ成分もその殆どが基本波成分であるので、高調波を抽出することにより、ほぼ除去することができる。一方、造影剤からのエコー信号は高強度の高調波成分を持つので、高調波を抽出すれば、造影剤信号を抽出することができる。つまり、高調波を抽出することにより、ＭＴＩフィルタや差分演算回路では除去できなかったアーチファクトをも除去することができる。
【０１４２】
実際には、図１４に示す如く、ＢＰＦ４３ａ，４３ｂの通過帯域の中心を送信周波数ｆ_０の２倍の周波数に合わせるとともに、超音波パルスの帯域に応じてＢＰＦの帯域幅を決めることで、高調波を抽出することができる。このようにして抽出された高調波は、バッファメモリ４４ａ，４４ｂに一旦、記憶され、その後、基本波の場合と基本的には同じ処理に付される。
【０１４３】
ＢＰＦ４３ａ，４３ｂでアーチファクトが除去され、クラッタ成分もほぼ除去されているので、前述したＭＴＩフィルタや差分演算回路を用いずに直接、演算回路にドプラデータを入力し、速度データを得るようにしても、造影剤からの信号は十分観察可能である。
【０１４４】
しかしながら、実際にはクラッタ成分の高調波成分も弱いながらも存在するので、前述したＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂまたは差分演算回路５１ａ，５１ｂを併用して消え残ったクラッタ成分を更に除去するようにしてもよい。これにより、アーチファクトが一層確実に除去されたＣＦＭ画像が得られる。従って、ＢＰＦ４３ａ，４３ｂの通過特性を高調波抽出用に合わせる場合でも、ＭＴＩフィルタまたは差分演算回路を併用することが望ましい。
【０１４５】
ところで、高調波として２次高調波を抽出する場合、ドプラ周波数はｆ_０で送受信したドプラ周波数ではなく（ここでは説明を判りやすくするため、基準周波数は送信周波数と同じ周波数ｆ_０ として説明するが、一般性は失われない。）、２ｆ_０ で送受信したドプラ周波数と同じになる（このことは、例えば論文「Ｊａｐａｎｅｓｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｖｏｌ．２１， Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ １； Ｍａｙ， １９９５； ６５−２１１」参照）。したがって、演算回路４６にて、その分を補正する必要がある。即ち、演算回路４６で演算されるドプラ速度ｖ_ｄ は、基本波抽出のときの
【数５】

に代えて、
【数６】

として求められる。
【０１４６】
このように、ＣＦＭモード処理系回路において、ＢＰＦにより、高調波成分を抽出し、この成分に基づきＣＦＭ画像を生成できる。この場合、アーチファクト除去能力が高く、基本波ではアーチファクト除去が困難であった診断部位に対してもアーチファクトを除去することができるから、高画質で診断能の高いフラッシュエコーイメージングに拠るＣＦＭ画像を提供することができる。
【０１４７】
なお、第２の実施形態で説明した造影剤からの基本波を用いて画像を生成するモードと、この実施形態で説明した造影剤からの高調波を用いて画像を生成するモードとを、状況に応じて切り替えて使うように構成してもよく、これにより、フラッシュエコーイメージング機能の豊富化、多様化を図ることができる。
【０１４８】
（第５の実施形態）
本発明の第５の実施形態を図１５に基づき説明する。この実施形態は、前述したＢＰＦの挿入位置に特徴を有する。
【０１４９】
図１５に示す如く、このＣＦＭモード処理回路１５は、前述した図１３の回路構成に比べて、ＢＰＦの挿入位置を変えている。つまり、ＢＰＦのａチャンネルおよびｂチャンネルの検波器の後ろの位置から前の位置に変更し、しかも、両チャンネルに共通の１個のＢＰＦ５２にする構成を採用している。
【０１５０】
これにより、ＢＰＦ５２は、受信器から送られてくるエコー信号から、造影剤のフラッシュエコー現象に起因した基本波、高調波、または基本波＋高調波のみを抽出し、その抽出信号を後段の直交位相検波器に送り、ドプラ信号を抽出させる。
【０１５１】
このように構成すると、ＢＰＦ５２の数が１個で済むという利点がある。
【０１５２】
なお、この図１４のＢＰＦの挿入位置に関する構成は、差分演算回路の代わりにＭＴＩフィルタを用いた、図２のＣＦＭモード処理系回路にも同様に好適に実施できる。
【０１５３】
（第６の実施形態）
本発明の第６の実施形態を図１６に基づき説明する。この実施形態は、受信器およびＢモード、ＣＦＭモード処理系回路をデジタルタイプの回路に代えて、アナログタイプの回路で構成したものである。
【０１５４】
図１６に示すように、この超音波診断装置にあっては、受信器１３の各受信チャンネルの増幅器３１ａ（…３１ｎ）は直接、受信遅延回路３３ａ（…３３ｎ）に接続されている。その代わりに、ＣＦＭモード処理系回路１５には、その２チャンネルａ，ｂそれぞれにて、ＢＰＦ４３ａ（４３ｂ）とバッファメモリ４４ａ（４４ｂ）との間に、Ａ／Ｄ変換器５３ａ（５３ｂ）を介挿している。このため、バッファメモリへのデータ書き込み処理からデジタル信号として処理される。
【０１５５】
このように構成することによって、Ａ／Ｄ変換器の数が２個で済むという利点もある。図２のデジタルタイプを採用するか、図１６のアナログタイプを採用するかは、製造コストや信号処理などの性能を比較考慮して決めればよい。
【０１５６】
（第７の実施形態）
本発明の第７の実施形態を、図１７〜２０を参照して説明する。この実施形態の超音波診断装置は、フラッシュ送信を行っていない状態、すなわち診断部位（ラスタ部位）に造影剤が再び充満するのを待っている状態で発生するかもしれない、プローブと被検体との間の位置ずれを防止するため、フラッシュ送信とは別の条件に設定した、モニタ画面を得るための送信（以下、モニタ送信という）を行うことを特徴とする。
【０１５７】
すなわち、これまで説明してきた実施形態の場合、フラッシュ送信を停止（オフ）している間、画像を得ることはできないので、その間に画面目視による検査部位の位置同定はできない。したがって、プローブと被検体との間に相対的な位置ずれが生じたとしても、フラッシュ送信オフの間は、かかる位置ずれを認識することは困難である。
【０１５８】
そこで、かかる状況を打破して本発明の超音波診断装置の有用性を更に高めるため、この実施形態では図１７および１８に示す超音波診断装置を提供する。
【０１５９】
図１７はこの超音波診断装置の全体構成を示し、前述した図２の構成に対応する。図１７に示すように、この装置は上述したモニタ送信を行う送信器１２を備える。この送信器１２は、送信トリガ発生器２１、パルス発生器２２、および送信回路２３に加えて、この実施形態固有の送信トリガ制御回路２５、送信電圧制御回路２６、および送信チャンネル設定回路２７を備える。送信電圧制御回路２６および送信チャンネル設定回路２７は後述するように、それらの内のいずれか一方のみであってもよいものである。
【０１６０】
図１８には、上述した送信トリガ制御回路２５の具体的構成例を示す。この制御回路２５は、前述した実施形態のように送信トリガ発生器２１に対する送信モード別（すなわち、フラッシュ送信かモニタ送信か）の送信トリガの発生を制御する一方で、その制御過程で生成したパルスを流用して送信電圧制御回路２６および送信チャンネル設定回路２７を制御する構成になっている。
【０１６１】
送信トリガ制御回路２５は、前述した図８に記載の回路をベースにし、その送信トリガ駆動パルス発生回路２４Ｇを更に機能アップさせている。つまり、この発生回路２４Ｇには、操作パネル１７のモニタ送信オン・オフスイッチＳＷ２からのモニタ送信のオン・オフ信号を受ける。このオン・オフ信号にはモニタ送信をＢモード法で実施するか、ＣＦＭモード法で実施するかのモニタモードの情報も含まれる。
【０１６２】
そして、この発生回路２４Ｇは、モニタ送信オン・オフ信号がモニタ送信のオフ（停止）を示しているときは、前述した第２の実施形態のときと全く同じ動作を行う。一方、モニタ送信のオン（モニタ送信の実行）を示しているときは、図１９に示す如く、フラッシュ送信のオン期間Ｔ１には前述の如くフラッシュ送信用の送信トリガ駆動パルスＰ３を送信トリガ発生器２１に出力し、フラッシュ送信のオフ期間Ｔ２にはモニタモードに応じてモニタ送信用の送信トリガ駆動パルスＰ３に切り替えて、これを送信トリガ発生器２１に出力する。
【０１６３】
そこで、送信トリガ発生器２１は、フラッシュ送信用の送信トリガ駆動パルスＰ３を受けたときは前述の実施形態と同様に、指定フレーム数に応じたＣＦＭモードの送信トリガＰ４を発生する（このとき、好ましくは、図１９には示していないが、背景像となる断層像を得るためのＢモードの送信トリガも送信される。
図７参照）。反対に、モニタ送信用の送信トリガ駆動パルスＰ３を受けたときには、演算で求められる適宜なフレーム数に応じたＢモードの送信トリガＰ４に切り替える。
【０１６４】
加えて、フラッシュ送信時間設定パルス発生回路２４Ｆが出力するフラッシュ送信時間設定パルスＰ２は、その後段の送信トリガ駆動パルス発生回路２４Ｇのみならず、前述した送信電圧制御回路２６および送信チャンネル設定回路２７にも供給される。
【０１６５】
送信電圧制御回路２６は、図１９に示す如く、フラッシュ送信時間設定パルスＰ２のオン期間Ｔ１の間は、超音波パルスの送信音圧＝第１の音圧値Ｈになり、一方、オフ期間Ｔ２の間は、その送信音圧＝第２の音圧値Ｌとなるように、送信回路２３での駆動パルス電圧値を別々に制御する。具体的には、オン期間Ｔ１の発生パルス電圧値を高い値に、オフ期間Ｔ２のそれは低い値に制御する。送信チャンネル設定回路２７も同様に、フラッシュ送信時間設定パルスＰ２のオン期間Ｔ１の間は、超音波パルスの送信音圧＝第１の音圧値Ｈになり、一方、オフ期間Ｔ２の間は、その送信音圧＝第２の音圧値Ｌとなるように、送信回路２３の送信チャンネル数を別々に割り当てる。具体的には、オン期間Ｔ１の送信チャンネル数を多い数に、オフ期間Ｔ２のそれは少ない数に設定する。
【０１６６】
第１の音圧値Ｈは、生体安全上、許容される範囲内で造影剤にフラッシュエコー現象を起こさせる、できるだけ高い値であるが、第２の音圧値Ｌは第１の音圧値Ｈよりも低くし、具体的には造影剤がフラッシュエコー現象を起こさない程度の低圧値に設定される。ただし、この第２の音圧値Ｌがあまり低くなると感度が低下して画像が見にくくなるので、フラッシュエコー現象が起こらないような範囲で感度をできるだけ高く保ち得る値に設定される。この第２の音圧値Ｌも、パネルスイッチから術者が設定することができると都合がよい。その場合、手動設定の第２の音圧値Ｌは、具体的には、上述した送信電圧値および／または送信チャンネル数に解読されて、制御回路２６および／または設定回路２７に与えられる。
【０１６７】
要するに、フラッシュ送信（本発明の第１の送信）のときには送信音圧を第１の音圧値Ｈに設定し、モニタ送信（本発明の第２の送信）のときには送信音圧を第２の音圧値Ｌに設定できればよいので、送信電圧制御回路２６および送信チャンネル設定回路２７はそのいずれか一方のみで、かかる第１、第２の音圧値を切換制御してもよい。ここでは、両回路２６、２７が共働してそれらの音圧値を送信モードに応じて切り替えるように構成している。
【０１６８】
これにより、図１９に示す如く、１シーケンスの内のフラッシュ送信時とモニタ送信時との間で、送信電圧が第１の音圧値Ｈと第２の音圧Ｌとに切り替えられる。第１の音圧値により、フラッシュエコー現象を起こさせてフラッシュエコー信号が得られる。即ち、前述の第２の実施形態のフラッシュ送信オンと全く同じ時問、条件でスキャンされる。
【０１６９】
これに対し、第２の実施形態ではフラッシュ送信オフとした時間帯に、この実施形態では低い第２の音圧値Ｌに切り替えられてモニタ送信が継続される。第２の音圧値により、造影剤が充満しつつも、フラッシュエコー現象が起きない。このモニタ送信によって得られたエコー信号は、Ｂモード処理系回路１４を介して処理され、ＴＶモニタ６４にスキャン断面のＢモード断層像としてリアルタイムに表示される。
【０１７０】
このように、フラッシュ送信が指定されたときには、フラッシュエコー現象を起こす送信がなされ、フラッシュエコーイメージングに拠るＣＦＭモード像が表示される一方で、モニタ送信が指令されたときには、フラッシュエコー現象を起こさずに、通常のＢモード像がリアルタイムでモニタ画像として表示される。フラッシュ送信とモニタ送信は１シーケンスで１回ずつ行われ、このシーケンスが繰り返される。この両方の送信で得られる画像は、図２０（ａ）に示すように、ＴＶモニタ６４の同一画面に両送信の画像を時間的に交互表示してもよいし、同図（ｂ）に示すように、２画面にして別々に表示してもよい。
【０１７１】
したがって、フラッシュ送信を行っていない間でもリアルタイムで被検体の診断部位をモニタできるので、スキャン位置の同定が容易になる。つまり、プローブと被検体との間の位置ずれを容易に是正できる。この位置ずれの防止、是正は、操作上の労力の軽減、診断時間の短時間化などに止まらず、画像診断の信頼性をも向上させる。一方、診断部位をリアルタイムで観察しながらフラッシュエコーイメージングに拠る造影剤検査ができるようになり、更に簡便で、操作性良く、診断能が向上した超音波診断装置を提供できる。
【０１７２】
なお、この実施形態では、モニタ送信を、リアルタイム性を重視して通常のＢモードを用いる構成を説明したが、これに代えて、ＣＦＭモードのモニタ送信も可能である。モニタ中もカラーで血流の観察を行いたい場合には、ＣＦＭモードのモニタ送信が好適である。
【０１７３】
また、この実施形態の装置のＣＦＭモード処理系回路１５にも、前述したＣＦＭモード処理系回路の各種の特徴を適用することができる。ＭＴＩフィルタの代わりに、差分演算回路を用いる構成や、ＢＰＦを直交位相検波器の前段に挿入する構成などである。さらに、前述したように、この装置の受信器１３の増幅器以降の回路およびＢモード処理系回路１４、ＣＦＭモード処理系回路１５をデジタル信号の形態で処理を行うデジタルタイプの回路で構成することも、勿論、可能である。
【０１７４】
（第８の実施形態）
本発明の第８の実施形態を、図２２〜２５を参照して説明する。この実施形態の超音波診断装置は、上述した第７の実施形態と同様に、フラッシュ送信オフ期間ではフラッシュ送信は行わないものの、この期間をモニタ期間として、より有効に画像化に利用することを目的とする。
【０１７５】
図２２に示す超音波診断装置は、第１の実施形態の装置と同様に、プローブ１を備える一方で、このプローブ１に電気的に接続された送信器２及び受信器３と、この受信器３に電気的に接続されたＢモード処理器４及びＣＦＭモード処理器５と、この両処理器４、５に電気的に接続された表示装置６とを備える。
【０１７６】
送信器２は、前述と同様に、駆動信号発生器２Ａ´と、この発生器２Ａ´を介して送信状態を制御する送信トリガ制御器２Ｂ´とを備える。この内、駆動信号発生器２Ａ´は図１７の送信トリガ発生器２１、パルス発生器２２、送信回路２３、送信電圧制御回路２６、及び送信チャンネル設定回路２７を組み合わせたものと同等の構成を有する。
【０１７７】
また、送信トリガ制御器２Ｂ´は、前述した図１７の送信トリガ制御回路２５と同等の構成を有する。加えて、送信トリガ制御器２Ｂ´には送信モード設定器８１が接続されており、この設定器８１から送信モードが指令される。この送信モード設定器８１には手動で又は自動で所望の送信モードが設定される。
【０１７８】
送信モードとしては、図２３（ａ）〜（ｄ）に示す如く、４種類のモードが用意されている。即ち、第１の送信モードは、図２３（ａ）に示す如く、フラッシュ送信：オンの期間（送信音圧＝第１の音圧Ｈ）にＣＦＭモード及びＢモードの送信を同一フレーム数分ずつ行い、フラッシュ送信：オフのモニタ期間（送信音圧＝第２の音圧Ｌ）にＢモードのみのモニタ送信を所定周期で行うモードである。
【０１７９】
なお、送信音圧を第１の音圧Ｈに設定する送信条件は本発明の第１の送信条件に相当し、一方、送信音圧を第２の音圧Ｌに設定する送信条件は本発明の第２の送信条件に相当する。第１及び第２の音圧Ｈ，Ｌは前述した第７の実施形態で説明した値である。
【０１８０】
第２の送信モードは、図２３（ｂ）に示す如く、フラッシュ送信：オンの期間にＣＦＭモード及びＢモードの送信を同一フレーム数分ずつ行い、フラッシュ送信：オフのモニタ期間にもＣＦＭモード及びＢモードのモニタ送信を同一フレーム数分ずつ行うモードである。
【０１８１】
また、第３の送信モードは、図２３（ｃ）に示す如く、フラッシュ送信：オンの期間にＣＦＭモード及びＢモードの送信を同一フレーム数分ずつ行い、フラッシュ送信：オフのモニタ期間にＣＦＭモードのみのモニタ送信を所定周期で行うモードである。
【０１８２】
さらに、第４の送信モードは、図２３（ｄ）に示す如く、フラッシュ送信：オンの期間にＣＦＭモード及びＢモードの送信を同一フレーム数分ずつ行い、フラッシュ送信：オフのモニタ期間にはモニタ送信を行わない（但し、送信音圧＝０）モードである。
【０１８３】
従って、どの送信モードが指定されたにせよ、フラッシュ送信オンの期間には共に両モードの超音波パルス送信がなされ、フラッシュ送信オフの期間には指定モードでモニタ用の超音波パルス送信がなされ（第１〜第３の送信モード）、又は、送信停止される（第４の送信モード）。
【０１８４】
前述の各実施形態と同様に、Ｂモードの送信に伴うエコー信号はＢモード処理器４で受信処理される一方で、ＣＦＭモードのそれはＣＦＭモード処理器５で受信処理される。
【０１８５】
表示装置６は、Ｂモード処理器４及びＣＦＭ処理器５からの画像データを合成する画像合成器６Ａと、この合成器により合成された画像を表示する表示器６Ｂとを備える。画像合成器６Ａには表示モード設定器８２が接続されており、この設定器８２から合成器６Ａに図２４、２５に示す各種の適宜な表示モードが指令される。この表示モード設定器８２には手動で又は自動で所望の表示モードが設定される。
【０１８６】
具体的には、第１〜第３の送信モード（図２３（ａ）〜（ｃ）参照）が指令されているときには、第１〜第３の表示モード（図２４（ａ）〜（ｃ）参照）及び第４〜第６の表示モード（図２５（ａ）〜（ｃ）参照）の内の何れかの表示モードが指令される。また、第４の送信モード（図２３（ｄ）参照）が指令されているときには、適宜な表示モード（図２４（ａ），（ｂ）及び図２５（ａ），（ｂ）参照）が指令される。
【０１８７】
第１の表示モードは、図２４（ａ）に示すように、エコー信号の強度に基づき動画形態でほぼリアルタイムに得られた、第２の画像としてのＢモード像（組織形態又は血流状態を表す画像）上に、エコー信号の位相変位情報に基づき得られた、第１の画像としての、血流のカラー像（ＣＦＭ像）を第１の送信条件による画像においては間欠的に重畳して表示するモードである。また、第２の表示モードは、図２４（ｂ）に示すように、Ｂモード像上に、第１の送信条件での血流のカラー像（ＣＦＭ像）を更新しながら常時、重畳して表示するモードである。さらに、第３の表示モードは、図２４（ｃ）に示すように、第１及び第２の表示モードの両画像を並べて同時に表示するモードである。
【０１８８】
一方、第４の表示モードは、図２５（ａ）に示す如く、Ｂモード像上に、ほぼリアルタイムな血流のカラー像（ＣＦＭ像）を重畳表示するモードである。また、第５の表示モードは、図２５（ｂ）に示す如く、Ｂモード像上に血流のカラー像（ＣＦＭ像）を重畳してホールド状態で表示するもので、そのホールド表示状態をフラッシュ送信オフのモニタ期間からフラッシュ送信期間に移行して最初のフレームの画像が生成されるまで継続し、その最初の画像が生成される度にその画像で更新するモードである。さらに、第６の表示モードは、図２５（ｃ）に示すように、第４及び第５の表示モードの両画像を並べて同時に表示するモードである。
【０１８９】
従って、本実施形態によれば、複数種の送信モードと複数種の表示モードとを適宜組み合わせて、モニタ期間における画像化を行い、情報量の多いモニタ画像を得ることができる。これにより、フラッシュ送信を行わないモニタ期間における組織の形態（通常のＢモードの場合）又はパフュージョンを含む血流状態（ハーモニックＢモード又はＣＦＭモードの場合）の変化をも併せて、トータルでフラッシュエコーイメージングの画像を観察することができる。
【０１９０】
なお、送信モード設定器８１を設けないで、送信トリガ制御器２Ｂ´が予め定めた送信モードのトリガ指令を行うように構成しておいても、勿論よい。同様に、表示モード設定器８２を設けないで、画像合成器６Ａが予め定めた表示モードでの画像合成を行うように構成しておいてもよい。これにより、モニタ画像を得るときの送信モード及び表示モードは固定されるが、その分、構成が簡素化された装置を得ることができる。
【０１９１】
また、第８の実施形態の構成には、前述した、ドプラ信号をその時系列の入力順に記憶するメモリ手段と、このメモリ手段から断面の同一位置毎にそのドプラ信号を入力順とは反対の時系列で読み出す読出し手段と、この読出し手段により読み出されたドプラ信号を入力して当該ドプラ信号からクラッタ成分を除去するクラッタ除去手段とを備えた構成を適用することもできる。この場合、クラッタ除去手段は、クラッタ成分の除去処理の後、この除去処理に伴う過渡応答の影響を受けたデータを廃棄する処理を行う手段を含んでいてもよい。さらに、クラッタ除去手段により処理されたドプラ信号を周波数解析する解析手段を備え、この解析手段はその解析結果の符号の付け替え処理を行う手段を含んでいてもよい。
さらに、クラッタ除去手段により処理されたドプラ信号の断面の同一位置毎の時系列を前記入力順の時系列に並べ替える手段と、この並べ替えたドプラ信号を周波数解析する手段とを備えていてもよい。
【０１９２】
また、前述した第３〜第７の実施形態で説明した手法、即ち、ＭＴＩフィルタに代わる差分法演算回路の使用、ＣＦＭ処理系回路のＢＰＦによる造影剤からの高調波抽出などの手法は、この第８の実施形態にも同様に適用できる。
【０１９３】
さらに、血流の動態をカラーで表示するＣＦＭ画像は、血流又は造影剤（コントラストエコー法のとき）の速度値を２次元カラーマップした画像に限らず、そのパワー値を２次元カラーマップした画像やグレースケール像、即ちＢモードアンギオ像（断層と血流が共にグレースケールで表示される）であってもよい。
【０１９４】
さらに、血流カラー像及びＢモード像は、送信超音波パルスの基本波成分による画像、高調波成分による画像、又はパルスインバージョン法（パルスインバージョン・ドプラ法を含む）で生成した画像であってもよい。この画像の種類に応じて、エコー信号の所望の周波数成分を通過させるフィルタ手段（図示せず）がＣＦＭモード処理器５の検波器５Ａ及びＢモード処理器４に設けられる。また、両モード毎のフィルタを統合して受信器３に設けてもよい。所望の周波数成分としては、基本波、高調波、基本波と高調波の混合波などが在る。
【０１９５】
一方、フラッシュオン期間とフラッシュオフ期間（モニタ期間）は前述と同様に不等間隔であってもよい。このフラッシュオン期間とフラッシュオフ期間から成る周期は、マニュアルで又はプログラマブルに可変できる周期調整手段８３（図２２参照）を設けてもよい。これにより、血流速度の大小に合わせて最適なモニタ期間を設定でき、心筋のパフュージョンの観察や血流動態の定量化にも対処できる。
【０１９６】
この周期調整手段８３は、本装置に内蔵されたクロックからの内部トリガ又は心電同期などの外部トリガに応じて周期を設定することが望ましい。また、この手段８３は、その両トリガを切り換えて選択的に使用できることが望ましい。
【０１９７】
さらに、ＣＦＭ像とＢモード像を並行して画像化する場合、フレームレートを向上させるために、ＣＦＭ像を得るための複数回の送信の一部を用いてＢモード像を作成することができる。これにより、Ｂモード専用の送信を行わずに、フレームレートを上げることができる。
【０１９８】
以上、本発明に関わる各種の実施形態を説明してきたが、その効果の代表的なものを総括すると、以下のようになる。
【０１９９】
送受信の制御を行って、送信トリガの発生のオン、オフ切換を自動で行っているので、有効なフラッシュエコー信号のＣＦＭ画像が簡便に得られ、実用的な超音波診断装置が提供できる。
【０２００】
また、Ｂモード用の送信トリガよりもＣＦＭモード用の送信トリガが常に先行するようにその順番を指令しているので、感度よくＣＦＭモードのフラッシュエコー画像を得ることができる。
【０２０１】
また、造影剤の信号を弁別する手段にＭＴＩフィルタを装備した場合、複数回の送受信により受信した信号を受信順序と逆の順序でＭＴＩフィルタに入力できる。このため、最初の方の感度よいＣＦＭモードのフラッシュエコーデータを用いることができ、高画質で診断能の高いフラッシュエコー画像を得ることができる。
【０２０２】
さらに、造影剤の信号を弁別する手段に前記複数回の送受信により受信した複数個の信号のうち隣り合う信号の差分をとる手段を装備した場合、最低２回の送受信でクラッタを除去できて、リアルタイム性が向上し、且つ最初の方の感度よいＣＦＭフラッシュエコーデータを用いることができ、感度よくＣＦＭモードのフラッシュエコー画像を得ることができる。
【０２０３】
また、基本波を用いた場合には、最も感度よくＣＦＭモードのフラッシュエコー画像を得ることができ、高調波を用いた場合には、アーチファクトの除去能力を向上させ、高画質で診断能の高い画像を得ることができる。基本波または高調波を切り替えて用いるようにもできる。
【０２０４】
また、フラッシュエコー現象を発生させていない待機状態においても、モニタ像によって被検体の診断部位をリアルタイムにモニタできるので、検査部位の位置の同定が容易になり、位置ずれを起こしにくい。また診断部位をリアルタイムに観察しながらフラッシュエコー造影剤検査ができるようになり、更に簡便で、操作性が良く、診断能が向上した超音波診断装置を提供することができる。
【０２０５】
さらに、このモニタ像の取得に様々な手法を用意したので、オペレータは診断部位の性状に合った最適なモニタ像を得ることできる。
【０２０６】
なお、本発明は上述した実施例に限定されることなくその要旨を逸脱しない範囲で更に、種々変形、組合せて実施可能である。
【０２０７】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、フラッシュエコーイメージングを行う際、第１及び第２の送信条件を制御して画像化し、しかも、それらの送信条件の元でそれぞれ得られる第１及び第２の画像を適切に表示するので、フラッシュエコー現象を生じている場合は勿論のこと、そうでない場合をも含めて、トータルで有用な画像情報を最適なモードで提供することができ、フラッシュエコーイメージングに最も適した態様の超音波診断装置を提供することができる。
【０２０８】
また、フラッシュエコー現象を起こさせていない期間においても、リアルタイムで被検体の診断部位をモニタする構成を採用したので、被検体に造影剤を投与して行うフラッシュエコーイメージングをＣＦＭ像で観察するときの、実用面での機能および性能アップが図られ、操作性に優れ、かつ診断能の高い超音波診断装置を提供することができる。
【０２０９】
また、ＣＦＭモードに関わる各種の信号をフラッシュエコー現象の検出に最適な構成で処理しているので、フラッシュエコー信号の検出、処理の感度に優れた超音波診断装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置の機能ブロック図。
【図２】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。
【図３】送信トリガ制御回路の動作を説明するためのタイミングチャート。
【図４】フラッシュ送信起動パルスの等間隔および不等間隔を説明するタイミングチャート。
【図５】心電同期法を説明するためのタイミングチャート。
【図６】操作パネルに装備されるスイッチ類の一例を示す図。
【図７】送信トリガのＢＦＭモードおよびＢモード別の時系列順を説明する図。
【図８】送信トリガ制御回路のより詳細なブロック図。
【図９】造影剤からのエコー信号とクラッタ成分の周波数スペクトル図。
【図１０】ＢＰＦの通過帯域と基本波または基本波および２次高周波の関係を示す周波数スペクトル図。
【図１１】ＭＴＩフィルタへの逆読みを説明するためのデータの書き込み順、読み出し順を説明する図。
【図１２】ＭＴＩフィルタの過渡応答、初期データカット処理、および逆読み処理を説明する図。
【図１３】本発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置のＣＦＭモード処理系回路を示すブロック図。
【図１４】本発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置におけるＢＰＦの通過帯域と２次高周波の関係を示す周波数スペクトル図。
【図１５】本発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置のＣＦＭモード処理系回路を示すブロック図。
【図１６】本発明の第６の実施形態に係る超音波診断装置を示すブロック図。
【図１７】本発明の第７の実施形態に係る超音波診断装置を示すブロック図。
【図１８】送信トリガ制御回路の構成を示すブロック図。
【図１９】送信トリガ制御回路の動作を説明するためのタイミングチャート。
【図２０】フラッシュ送信に拠る画像とモニタ送信に拠る画像の表示例を示す図。
【図２１】フラッシュエコーイメージングにおけるドプラスペクトルの一例を示す図。
【図２２】本発明の第８の実施形態に係る超音波診断装置を示すブロック図。
【図２３】第１〜第４の送信モードにおける音圧値と収集画像の種類を説明する図。
【図２４】第１〜第３の表示モードを説明する画面の図。
【図２５】第４〜第６の表示モードを説明する画面の図。
【符号の説明】
１ プローブ
２ 送信器
３ 受信器
４ Ｂモード処理器
５ ＣＦＭモード処理器
６ 表示装置
１１ プローブ
１２ 送信器
１３ 受信器
１４ Ｂモード処理器
１５ ＣＦＭモード処理器
１６ 表示装置
１７ 操作パネル
１８ 制御回路
１９ 心電計
２１ 送信トリガ発生器
２４ 送信トリガ制御回路
２５ 送信トリガ制御回路
２６ 送信電圧制御回路
２７ 送信チャンネル設定回路
３２ａ，３２ｂ Ａ／Ｄ変換器
４３ａ，４３ｂ，５２ ＢＰＦ
４４ａ，４４ｂ バッファメモリ
４５ａ，４５ｂ ＭＴＩフィルタ
４６ 演算回路
４９，５０ 入出力アドレスカウンタ
５１ａ，５１ｂ 差分演算回路
５３ａ，５３ｂ Ａ／Ｄ変換器
６４ ＴＶモニタ
８１ 送信モード設定器
８２ 表示モード設定器
８３ 周期調整手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasound diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasound diagnostic apparatus that performs imaging called flash echo imaging (FEI) by administering an ultrasound contrast agent to a subject.
[0002]
[Prior art]
Ultrasound diagnostic equipment is now essential in the medical field because of its superiority that allows real-time display of images, is relatively small and inexpensive, does not have X-ray exposure, and allows blood flow imaging by the ultrasonic Doppler method It has become a modality.
[0003]
In particular, this blood flow imaging is a function that exerts its power in finding lesions such as the heart system, and is also called color flow mapping CFM (Color Flow Mapping) or color Doppler tomography, and is standard on most devices. thing It is. This color flow mapping displays blood flow information two-dimensionally almost in real time. Generally, the flow approaching the probe is displayed in red and the flow moving away from the probe is displayed in blue.
[0004]
In order to perform this display, as is widely known, blood cells at a desired depth position are obtained from time-series echo signals obtained by ultrasonically scanning the same location (direction) of the subject a plurality of times N times. Is detected based on the Doppler method. That is, in order to obtain a Doppler signal, a blood flow velocity is obtained from a phase shift amount (Doppler shift amount) within a unit time of a reflected signal from a blood cell obtained by scanning the same place at a predetermined interval.
[0005]
The echo signal that accompanies each ultrasonic scan is a mixture of reflected waves from moving objects such as blood cells and reflected waves from fixed objects that are hardly moving, such as blood vessel walls and organs. Yes. Moreover, the latter is dominant in terms of the reflection intensity, but the Doppler shift occurs in the former, whereas the Doppler shift occurs in the reflected wave (clutter signal) from the latter fixed reflector. Almost never occurred. Therefore, the Doppler signal is extracted from the echo signal by the quadrature detector, and the MTI filter removes the clutter component from the Doppler signal using the difference of the Doppler shift, so that the blood flow Doppler signal is efficiently detected. This blood flow Doppler signal is then subjected to frequency analysis using N Doppler data at each depth position, and the average value (Doppler frequency), dispersion value, or reflection intensity (power) from the blood cell is obtained. Calculated. This blood flow information is usually displayed two-dimensionally on a monitor with a B-mode image in the background.
[0006]
By the way, in recent years, many attempts have been made to improve the diagnostic ability by administering an ultrasonic contrast agent to a blood vessel of a subject to enhance the intensity of ultrasonic scattering. In particular, in recent years, the contrast effect has improved, and intravenous administration has become possible, leading to a significant improvement in the performance of contrast agents, such as reduced invasiveness. Expected. Along with this, there has been a demand for the ultrasonic diagnostic apparatus to be able to make a diagnosis that makes full use of the features of contrast agents that are improved year by year. This background is described in detail below.
[0007]
Currently developed ultrasound contrast agents are microbubbles with a size of a few microns. This microbubble disappears easily with the sound pressure of the level used for normal ultrasound diagnosis, and when this disappears, a strong harmonic (harmonic) corresponding to the harmonic of the ultrasonic pulse is generated, showing a strong contrast effect. It is becoming known. An imaging method called flash echo imaging (FEI) that obtains a B-mode image using this property is disclosed in, for example, the paper “Japan Journal of Medical Ultrasonics, Vol. 23, Supplement 1; June, 19; 195, 67-196 "(first report). According to this, when the ultrasonic irradiation is stopped once and the contrast agent is filled, when the ultrasonic wave is irradiated again, a large luminance enhancement is seen in the tomographic image (tomographic image based on the harmonic component) at the irradiation instant. It has been reported that the echo from the contrast medium disappears immediately after that. This phenomenon is called a flash echo phenomenon.
[0008]
In addition, as a relation between color flow mapping and an ultrasound contrast agent, a paper “Japanes Journal of Medical Ultrasonics, Vol. 22, Supplement 2; Nov, 1995; 66-33” has been reported (second report). According to this paper, an operator operates the freeze button to temporarily stop transmission of ultrasound in the liver of a sputum administered with an ultrasound contrast agent, and then operates the freeze button again to resume scanning. -It has been reported that a mosaic color image can be obtained in the color flow mapping speed mode by turning off. In this report, this phenomenon is read as a cavitation image. It has also been reported that this color image cannot be obtained for sound pressures below a certain value.
[0009]
This cavitation image can be considered to be due to the same phenomenon as the flash echo image described above. That is, it can be considered that the flash echo phenomenon also occurs in the fundamental wave of the ultrasonic pulse, and that this phenomenon can be observed by color flow mapping. This also suggests that tissue blood flow (perfusion) that cannot be conventionally imaged by color flow mapping can also be imaged.
[0010]
Further, it is reported in the paper “Japan Journal of Medical Ultrasonics, Vol. 23, Supplement 2; Nov, 1996; 68-156” that the flash echo phenomenon is also observed in harmonic CFM images (third report). ). According to this report, when a flash echo phenomenon occurs, a mosaic-like color image is obtained in the speed mode of harmonic color flow mapping. Further, according to this report, it is shown that the harmonic Doppler spectrum of the flash echo phenomenon is a broad band as shown in FIG.
[0011]
This indicates that the perfusion can also be imaged, and explains that the color image has a mosaic shape. That is, since the Doppler shift is hardly generated in the clutter component which is the reflected echo from the real organ, this component is removed by the MTI filter. However, since the harmonic Doppler spectrum of the flash echo phenomenon is wideband, Whether it is moving (eg, within a blood vessel) or stopped (eg, perfusion), it passes through the MTI filter and is thus imaged. In addition, the average value of the Doppler spectrum varies randomly at each point in the space, resulting in a mosaic image.
[0012]
By the way, judging from the similarity between the second and third reports, the Doppler spectrum of the fundamental wave due to the flash echo phenomenon may be considered to be a wide band.
[0013]
Also, reports on contrast agents are published in the papers “Japan Journal of Medical Ultrasonics, Vol. 23, Supplement 2; Nov, 1996; 68-157” and “Journal of Medical Ultrasons, Vol. 97, Vol. (4th report).
This reports the spectrum when the flash echo phenomenon occurs for three types of contrast agents. From the reported spectrum, it is known that the sensitivity of the fundamental wave is higher than the high frequency when the flash echo phenomenon occurs.
[0014]
Furthermore, it has been found that the signal intensity of the flash echo echo phenomenon gradually decreases with time in the disappearance time.
[0015]
Summarizing the above, clinically, (1) high-sensitivity detection of an ultrasonic contrast agent is possible by using the flash echo phenomenon, and (2) perfusion can be observed even by the CFM method. (3) It can be said that the CFM method is easy to understand because it is displayed in color, and it is easy to discriminate because it becomes a mosaic color in the speed mode. Technically, (4) it is necessary to temporarily stop transmission of ultrasonic waves to cause the flash echo phenomenon. (5) The flash echo phenomenon basically does not occur below a certain sound pressure. ) In the flash echo phenomenon, the signal intensity gradually decreases within the disappearance time. (7) According to the CFM method, the flash echo phenomenon can be observed with both the fundamental wave and the harmonic. (8) The flash echo phenomenon It can be summarized that the Doppler spectrum when waking up is broad.
[0016]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, it is considered that a contrast-enhanced image is generated by administering a contrast medium to a subject to cause a flash echo phenomenon and imaging the enhancement signal at that time by color flow mapping.
[0017]
However, in an ultrasonic diagnostic apparatus using the conventional flash echo phenomenon, an ultrasonic imaging method that exhibits the superiority of this phenomenon has not been proposed yet. In particular, no effective method has been proposed for the setting of the period during which the flash phenomenon occurs and the period during which imaging is performed and the image display method during those periods.
[0018]
In order to cause a flash echo phenomenon in an ultrasonic diagnostic apparatus having a conventional color flow mapping function, it is necessary to manually operate a freeze button to temporarily stop transmission and release this freeze after a certain time. This manual operation is complicated, and it is difficult to secure an accurate on / off time. Therefore, the manual operation is low, and it cannot be employed in actual medical practice.
[0019]
On the other hand, there is no guarantee that the various types of signal processing performed in color flow mapping are suitable for detection and processing of enhanced signals caused by the flash echo phenomenon, and there is a possibility that high-sensitivity detection is not performed. is there.
[0020]
In other words, while thinking that it is useful to image the enhancement signal based on the flash echo phenomenon by color flow mapping, until now, the image display capability, operability, And a device having detection sensitivity has not been realized yet.
[0021]
The present invention has been made paying attention to the above-mentioned problems of the prior art, causing a flash echo phenomenon to occur in a subject administered with a contrast agent, and imaging a reflection signal associated with this phenomenon by color flow mapping. The first object is to obtain a diagnostically effective image through which the period for causing the flash phenomenon and the period for not causing the flash phenomenon can be appropriately set.
[0022]
In addition to the first object described above, the present invention has a second object to perform highly sensitive signal detection by reliably performing processing suitable for the reflected signal due to the flash echo phenomenon.
[0023]
[Means for Solving the Problems]
To achieve the above object, the present invention of As one aspect, an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining an image of a subject administered with an ultrasonic contrast agent Is Ultrasound Transmit and receive Ultrasonic vibrator and the contrast agent Substantially collapse First Drive conditions And substantially filling the contrast agent Second Drive conditions And based on Drive the ultrasonic transducer Ru A transmission means; Ultrasound Receive ultrasonic echoes of Said Ultrasonic echo Doppler spectrum including fundamental frequency components First image generating means for generating a first image of color display based on Ultrasound Receive ultrasonic echoes of Said Second image generating means for generating a second image based on the amplitude information of the ultrasonic echo; When the driving condition is switched from the second driving condition to the first driving condition, ultrasonic waves for generating the first image during a predetermined period are transmitted under the first driving condition, A transmission order command means for transmitting ultrasonic waves for generating the second image under the first drive condition at the end of a predetermined period; Means for displaying the first image and the second image.
[0024]
Also, Of the present invention As another aspect, an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining an image of a subject administered with an ultrasonic contrast agent Is Ultrasound Transmit and receive Ultrasonic vibrator and the contrast agent Substantially collapse First Drive conditions And substantially filling the contrast agent Second Drive conditions And based on Drive the ultrasonic transducer Ru A transmission means; Ultrasound Receive ultrasonic echoes of Said First image generating means for generating a first image of color display based on the phase displacement information of the ultrasonic echo; Ultrasonic Receive ultrasonic echoes, Said Second image generating means for generating a second image based on the amplitude information of the ultrasonic echo; When the driving condition is switched from the second driving condition to the first driving condition, ultrasonic waves for generating the first image during a predetermined period are transmitted under the first driving condition, A transmission order command means for transmitting ultrasonic waves for generating the second image under the first drive condition at the end of a predetermined period; Means for displaying the first image and the second image.
[0027]
In the above configuration, the contrast agent is administered to the subject, and an ultrasonic pulse is transmitted through the probe under the first transmission condition and the second transmission condition. Under the first transmission condition, the microbubbles that are the main component of the contrast agent collapse and a flash echo phenomenon occurs, and an echo signal that strongly reflects this phenomenon is obtained. Under the second transmission condition source, the microbubbles basically do not collapse, and an echo signal reflecting only the tissue and blood flow is obtained. The flash echo phenomenon can be controlled to be on or off by appropriately switching and setting the transmission conditions.
[0028]
In the image generation under the first transmission condition, since the echo signal also includes a strong reflection signal from the organ substance called clutter, means for discriminating the contrast agent signal from the echo signal is used. The clutter is removed and only the contrast agent flash echo signal is obtained. The signal of the contrast agent may be a signal including the fundamental wave of the contrast agent or a harmonic signal of the contrast agent. The contrast-enhanced flash echo signal obtained by the discrimination is directly displayed, or information obtained by calculating the Doppler frequency (velocity), dispersion, power, etc. from the contrast-enhanced flash echo signal is displayed. Since transmission / reception control is automatically performed, a CFM image of a flash echo signal can be easily obtained, and a useful ultrasonic diagnostic apparatus can be provided.
[0029]
As another aspect, under the second transmission condition, the monitor image can be transmitted and received at a low sound pressure set so that the flash echo phenomenon does not occur, and this can be displayed in various forms. For example, a B-mode tomographic image and / or CFM image can be displayed. In addition, transmission / reception can be stopped under the second transmission condition.
[0030]
Further, the B-mode tomographic image and / or the CFM image can be displayed through the flash transmission on period and the flash transmission off monitor period under the first and second transmission conditions. Thereby, a CFM image of a flash echo signal can be obtained while monitoring the subject in real time. Therefore, it is possible to obtain image information of the diagnostic part even during the flash transmission off period. In addition, the position of the examination site can be easily identified, and it is difficult to cause a position shift even in a standby state in which flash echo imaging is not performed. As described above, the flash echo contrast medium inspection can be performed while observing the diagnosis site in real time, and an ultrasonic diagnostic apparatus that is simple, easy to operate, and improved in diagnostic ability can be provided.
[0031]
Immediately after the occurrence of the flash echo phenomenon, the flash echo signal intensity gradually weakens. Therefore, when transmitting and receiving a plurality of times in the same direction, the sensitivity is higher when the first data having a higher flash echo signal intensity is used. Therefore, when, for example, an MTI filter (clutter removal unit) is provided as a means for discriminating contrast medium signals, Doppler signals received by a plurality of transmissions / receptions are input to the MTI filter in the reverse order of the reception order. Thereby, the first data can be used, and the sensitivity is improved.
[0032]
Further, when the means for discriminating the signal of the contrast agent is provided with means for taking a difference between adjacent signals among the plurality of signals received by the plurality of times of transmission / reception, the clutter component can be removed by at least two times of transmission / reception, The first data can be used, and the sensitivity is improved.
[0033]
In addition, transmission / reception for obtaining a tomographic image is performed together with transmission / reception for obtaining a CFM image, and the CFM image of the flash echo signal is superimposed and displayed on the obtained tomographic image. In this case, transmission / reception for obtaining a contrast agent signal is always preceded by transmission / reception of an ultrasonic pulse for obtaining a tomographic image. Therefore, data with high sensitivity is not lost by transmission / reception of an ultrasonic pulse for obtaining a tomographic image, and the first data can be used for a CFM image (blood flow color image), and sensitivity is improved.
[0034]
Thus, in the present invention, since various processes of the CFM method are matched with flash echo imaging, it is possible to provide a highly sensitive ultrasonic diagnostic apparatus in contrast agent inspection.
[0035]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0036]
(First embodiment)
An ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
[0037]
This ultrasonic diagnostic apparatus performs diagnosis by performing flash echo imaging (FEI) in a CFM (color flow matching) mode while an ultrasonic contrast agent (hereinafter referred to as a contrast agent) is injected into a subject from, for example, a vein. To be served. As the contrast agent, for example, “Levovist” (trade name) manufactured by Schering AG, “Optison” (trade name) manufactured by MBI, and the like are used.
[0038]
FIG. 1 shows a functional block diagram of this ultrasonic diagnostic apparatus. As shown in the figure, the ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe (hereinafter referred to as a probe) 1 that is brought into contact with the body surface of a subject, and a display that is electrically connected to the probe 1. 2 and the receiver 3, a B mode processor 4 and a CFM mode processor 5 electrically connected to the receiver 3, and a display device 6 electrically connected to both the processing units 4 and 5. Prepare.
[0039]
The probe 1 has a function of performing bidirectional signal conversion between an ultrasonic signal and an electrical signal. As an example, the probe 1 includes an array-type piezoelectric vibrator arranged linearly at the tip thereof. An array-type vibrator has a plurality of piezoelectric elements arranged in parallel and the arrangement direction is set as a scanning direction, and each of the plurality of piezoelectric elements forms a transmission / reception channel.
[0040]
The display 2 includes a drive signal generator 2A that generates a drive signal for exciting the transducer of the probe 1 and a flash transmission controller 2B that controls a transmission state for performing flash echo imaging (FEI). .
[0041]
Among these, the flash transmission controller 2B controls the generation of the transmission trigger in the drive signal generator 2A to turn on / off, thereby setting the entire transmission / reception performed via the probe 1 to the on state or the off state. Flash echo imaging is performed only during the period set to the on state, and the imaging is stopped during the period set to the off state.
[0042]
The drive signal generator 2A operates only for a period set in the transmission ON state from the flash transmission controller 2B. In the operating state of the generating means 2A, the transducer of the probe 1 is driven with a transmission delay by being energized by a transmission trigger for a plurality of frames. Thereby, an ultrasonic pulse is transmitted from the probe 1 as a beam signal in the desired raster direction for each drive. This ultrasonic pulse has a predetermined rate period Tr and a transmission frequency f. ₀ Sent by.
[0043]
In this transmission-on state, transmission and reception of ultrasonic pulses for the CFM mode and the B mode are performed for each frame in response to the transmission trigger. That is, transmission / reception is performed at least a plurality of times in the same raster direction for the CFM mode, while transmission / reception is performed once in the same raster direction for the B mode. At the time of this transmission / reception, control is performed so that transmission in the CFM mode always precedes that in the B mode for each raster. As a result, it is possible to prevent a situation in which the contrast agent in the region on the raster is collapsed and disappears by the B-mode transmission and the contrast agent is not present in the region in the CFM mode transmission.
[0044]
The contrast agent that has received the irradiation energy of the ultrasonic pulse transmitted from the probe 1 into the subject collapses the microbubbles constituting it instantly and causes a flash echo phenomenon. High-intensity reflection components (including fundamental waves corresponding to the transmission frequency of ultrasonic pulses and their non-fundamental components consisting of harmonics, subharmonics, and superharmonics) generated in the course of this phenomenon The reflected component is mixed with the reflected component to form a reflected ultrasonic signal, and at least a part thereof is received by the probe 1. Each transducer of the probe 1 that has received this reflected ultrasonic signal converts it into an echo signal of a corresponding electrical quantity, and outputs it to the receiver 3 for each transducer (each reception channel).
[0045]
Although not specifically shown, the receiver 3 amplifies the echo signal for each reception channel, performs A / D conversion, and adds all the reception channels with a delay pattern opposite to that at the time of transmission. Thereby, directivity is given to the transmission raster direction, and the echo signal in that direction is emphasized. The beam-formed echo signal is sent to a digital processing type B-mode processing system unit 4 and a CFM mode processor 5.
[0046]
The B-mode processor 4 detects echo signals obtained by transmitting and receiving B-mode ultrasonic pulses, and generates B-mode tomographic image data.
[0047]
On the other hand, as shown in FIG. 1, the CFM mode processor 5 includes a fundamental / harmonic discriminator / detector 5A, a buffer memory 5B, a clutter removal filter 5C, and an arithmetic unit 5D. Of these, the fundamental wave / harmonic discriminator / detector 5A detects the echo signal in quadrature phase and extracts Doppler data. From this Doppler data, as an example, the fundamental wave of an ultrasonic pulse (= transmission frequency f) ₀ ) Is extracted.
[0048]
The extracted Doppler data is temporarily written in the buffer memory 5B in the order of input. Then, data is read from the memory 5B in a time series order opposite to the data writing order for the same position on the scan section. In other words, the Doppler data is read sequentially from the end of the Doppler data that has become less effective in increasing the luminance due to the flash echo phenomenon, and is provided to the subsequent clutter removal filter 5C.
[0049]
The clutter removal filter 5C removes the clutter component from the fixed reflector from the Doppler signal using the difference in Doppler shift amount. At this time, in order to avoid the influence of the transient response of the filter, the initial data of the filter output waveform is discarded. However, the discarded data is not so important because it contains almost no flash echo signal due to the reverse reading of the echo data described above, and therefore the accuracy and sensitivity of the subsequent speed and power analysis are improved. Has little effect. The computing unit 5D performs velocity analysis and power analysis of the echo data string (echo signal) processed in this way, and performs a contrast agent, that is, a blood flow motion velocity image and a perfusion (recirculation of biological tissue) flash echo. A unique mosaic image, speed-related CFM mode image data, intravascular blood flow, perfusion power image data, and the like are generated. In order to prevent the direction separation of the flow of the contrast medium (blood flow) from being reversed due to the reverse reading of the data described above, the arithmetic unit 5D has a function of correcting the direction. .
[0050]
It is sent to the display device 6 generated by both the B mode processor 4 and the CFM mode processor 5. Then, for example, a CFM mode velocity distribution color image or a power image is superimposed on the B mode tomogram.
[0051]
(Second Embodiment)
An ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In this embodiment, the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described first embodiment will be described more specifically. The overall operation flow by this apparatus is the same as that of the first embodiment.
[0052]
1. Overview of device configuration
First, an outline of the configuration of this ultrasonic diagnostic apparatus will be described. The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 2 generally includes the probe 11, the transmitter 12, the receiver 13, the B-mode processing system circuit 14, the CFM mode processing system circuit 15, as in the apparatus of the first embodiment. On the other hand, an operation panel 17 for an operator to input necessary information, a control device 18 that takes in the operation information and generates control information, and sends this information to a necessary unit of the apparatus. And an electrocardiograph 19 for measuring an electrocardiogram (ECG) signal. The control device 18 includes a CPU and can perform various calculations in software.
[0053]
2. Configuration and operation of each part
The probe 11 employs an electronic sector scan structure using an array-type transducer as an example, as in the case described in the first embodiment.
[0054]
2.1. Transmission system configuration and operation
The transmitter 12 includes a transmission trigger generator 21 that generates a transmission trigger, a pulse generator 22 that generates a transmission pulse in response to the transmission trigger, and converts the transmission pulse into a drive pulse to be a transducer of the probe 1. And a transmission trigger control circuit 24 for controlling the operation of the transmission trigger generator 21.
[0055]
Among these, the operation contents of the transmission trigger control circuit 24 and the transmission trigger generator 21 form part of the features of the present invention, and will be described below. A configuration example of the transmission trigger control circuit 24 will be described later.
[0056]
First, the transmission trigger control circuit 24 is configured to control the transmission trigger generator 21 to turn on (generate) and turn off (stop) the transmission trigger.
[0057]
Although the flash echo phenomenon can be caused by irradiating the contrast medium with an ultrasonic pulse, the contrast agent disappears due to the collapse of the microbubbles after the flash echo phenomenon occurs. For this reason, it is necessary to stop the transmission until the subsequent contrast agent fills the scan site so that the contrast agent is not lost. When transmission is resumed when the contrast agent is sufficiently filled, a satisfactory flash echo phenomenon can be caused.
[0058]
FIG. 3 shows an example of this transmission on / off sequence. In the transmission trigger control circuit 24, the flash transmission time setting pulse P2 rises for a certain time T1 in synchronization with the rise of the flash transmission start pulse P1. This period of transmission time T1 is assigned to transmission for causing the flash echo phenomenon (hereinafter referred to as flash transmission). Therefore, during this fixed time T1, for example, three transmission trigger drive pulses P3 for instructing collection of echo data of CFM mode and B mode for three frames are generated every fixed period, and this pulse P3 is generated as a transmission trigger. It is output to the generator 21. When the predetermined time T1 elapses in the flash transmission time setting pulse P2, the next constant time T2 is turned off, and this period T2 becomes a standby period for turning off the flash transmission. By controlling the generation period and stop period of the transmission trigger P4 in this way, a flash echo image effective in the CFM mode can be easily obtained as will be described later.
[0059]
Here, one cycle from the start of flash transmission on to the start of the next flash transmission on is called one sequence. The period during which the flash echo phenomenon occurs is considered to be several milliseconds to several tens of milliseconds. Considering the length of this time, it is possible to transmit ultrasonic pulses for one to several tens of frames at regular intervals during the flash transmission on period of each sequence.
[0060]
In connection with this transmission ON / OFF control, as shown in FIGS. 4A and 4B, a configuration in which the mutual time intervals of the flash transmission activation pulses P1 are set to equal intervals or unequal intervals is given. It is done. FIG. 4A shows a sequence in which the pulse P1 always rises at a constant interval τ, and FIG. 4B shows a sequence in which the pulse P1 rises at unequal intervals τ1, τ2, τ3,.
[0061]
Further, as shown in FIG. 5, an ECG synchronization pulse P synchronized with, for example, an R wave of the ECG signal obtained from the electrocardiograph 19. _ecg And the flash transmission activation pulse P1 is started from a certain cardiac time phase by delaying the pulse P4 by a certain delay time δ every one or a plurality of J heartbeats. 4 and 5 is controlled by the transmission trigger control circuit 24.
[0062]
Secondly, the operator can manually set various quantities required for flash echo imaging.
[0063]
The number of scan frames by flash transmission can be manually set by the operator from the operation panel 17. The value can be changed according to the type and purpose of the contrast agent.
In addition, the flash transmission stop time can also be changed depending on the type and purpose of the contrast agent, but considering the case of performing ECG synchronization, which will be described later, actually the flash transmission stop time is used instead of the stop time. It is more convenient for the operator to set the cycle of one sequence of on and off from the operation panel 17. The period of one sequence may be set to a certain fixed value, or may be set to a different value for each sequence (see FIGS. 4A and 4B).
[0064]
Further, the selection of equal intervals or unequal intervals of the above-described flash transmission, their interval values, further setting of whether or not to perform ECG synchronization, ECG synchronization delay time value δ, and ECG synchronization synchronization interval (J The heart rate may be manually selected and set from the operation panel 17.
[0065]
FIG. 6 shows an example of the arrangement of switches that are provided on the operation panel 17 and operated by the operator. According to this arrangement example, flash transmission on / off switch SW1, monitor operation on / off switch SW2, time counter synchronization switch SW3, equal interval / unequal interval switch SW4, equal interval time setting switch SW5, unequal An interval time program switch group SW6, a flash transmission frame number setting switch SW7, an ECG synchronization switch SW8, a synchronization interval (J heart rate) setting switch SW9, and a delay time value δ setting switch SW10 are provided. Both the time counter synchronization switch SW3 and the ECG synchronization switch SW8 are for setting the flash period and have a toggle switch structure. In addition to the switches, the operation panel 17 is equipped with an input device such as a keyboard and a trackball, so that the operator can give necessary information to the control device 18.
[0066]
The third feature relates to the order of the transmission trigger P4 output from the transmission trigger generator 21 to the pulse generator 22 for each mode.
[0067]
This ultrasonic diagnostic apparatus has a B mode and a CFM mode as imaging modes. However, when receiving a flash transmission start command, the transmission trigger generator 21 always generates a transmission trigger P4 in the CFM mode preceding that in the B mode. It has the composition to make it.
[0068]
Each time the transmission trigger generator 21 receives the transmission trigger drive pulse P3 shown in FIG. 3 from the transmission trigger control circuit 24, the transmission trigger generator 21 recognizes that one frame of flash transmission start has been commanded in both the B mode and the CFM mode, and transmits Trigger P4 is generated. The transmission trigger P4 is generated by setting the B mode and the CFM for each frame. At this time, the transmission trigger P4 of CFM precedes that of the B mode. This advance control is executed by a logic circuit such as a counter (not shown) included in the transmission trigger generator 21 or a CPU.
[0069]
The reason why this advance control is effective is as follows. When the B-mode transmission trigger P4 is generated first, ultrasonic pulse transmission in the B mode is performed first, and a flash echo phenomenon occurs in this B-mode transmission. Thereafter, even if ultrasonic pulse transmission is performed in the CFM mode, the flash echo phenomenon becomes very weak because at least a part or most of the microbubbles of the contrast agent have already collapsed. That is, the intensity of the echo signal (flash echo signal) accompanying the flash echo phenomenon in the CFM mode is reduced or cannot be obtained at all. In order to avoid this state, transmission in the CFM mode is prioritized.
[0070]
FIG. 7A or 7B shows a sequence example in which the generation of the transmission trigger P4 for the CFM mode precedes that of the B mode. Of course, other sequence examples are possible. In the sequence example of FIG. 7A, a transmission trigger for the CFM mode is first generated for each scanning line, and then a transmission trigger for the B mode is generated. This is repeated for the scanning line to generate a trigger for one frame, and this is repeated for the designated number of frames. According to the sequence example of FIG. 6B, first, a CFM transmission trigger for one frame is generated, and then a B-mode transmission trigger for one frame is generated. This is repeated for the specified number of frames.
[0071]
Thus, by controlling the transmission trigger for the CFM mode to precede that of the B mode, the CFM mode can be prioritized and the sensitivity of the flash echo signal in the CFM mode can be increased.
[0072]
Here, a configuration example of the transmission trigger control circuit 24 is shown in FIG. The control circuit 24 includes two memories 24A and 24B and a selector 24C for setting a flash transmission cycle (that is, equivalent to one sequence cycle). Of these, the flash transmission equal interval interval value τ set by the equal interval time setting switch SW5 is written in one memory 24A in response to the write pulse. In the other memory 24B, the unequal interval interval values τ1, τ2,... Of flash transmission set by the unequal interval time program switch group SW6 are written by designating address values. The selector 24C switches in response to a signal from the equal interval / unequal interval changeover switch SW4, and selects an interval value read from one of the equal interval side memory 24A or the unequal interval side memory 24B. Thereby, it is possible to select either an equal interval or an unequal interval of the flash transmission (see FIG. 4), and the interval value is output.
[0073]
The transmission trigger control circuit 24 also includes a flash transmission start pulse generation circuit 24D, a synchronization method selection selector 24E, a flash transmission time setting pulse generation circuit 24F, and a transmission trigger drive pulse generation circuit 24G on the output side of the selector 24C. They are provided in this order.
[0074]
The flash transmission start pulse generation circuit 24D counts the interval value selected and output by the selector 24C with a built-in time counter, and generates a flash transmission start pulse P1 every time the interval value is reached, and synchronizes this with the time counter synchronization. The start pulse based on the law is sent to the selector 24E.
[0075]
By the way, the transmission trigger control circuit 24 further includes a memory 24H, an electrocardiographic synchronization pulse generation circuit 24I, a heart rate counter 24J, and a delay circuit 24K as electrocardiographic synchronization circuits. Among them, the synchronization interval value (J heart rate value: an integer value of J ≧ 1) set by the synchronization interval (J heart rate) setting switch SW9 is written in the memory 24H. The electrocardiographic synchronization pulse generation circuit 24I receives an electrocardiogram (ECG) signal from the electrocardiograph 19 and receives an electrocardiographic synchronization pulse P synchronized with the R wave. _ecg (See FIG. 5). This ECG synchronization pulse P _ecg Is sent to the heart rate counter 24J. The heart rate counter 24J _ecg When the count value reaches the J heart rate read from the memory 24H, the J heart synchronization pulse P1 'is output. For example, in the case of the above-described ECG synchronization method of FIG. 5, the synchronization interval value = J heart rate value = 2 heartbeats, which means that flash transmission is turned on once every two heartbeats.
[0076]
The J heartbeat synchronization pulse P1 'is given to the delay circuit 24K. The delay time δ set by the delay time value δ setting switch SW10 is given to the delay time 24K. For this reason, the J heartbeat synchronization pulse P1 ′ is delayed by δ time by the delay circuit 24K and sent to the selector 24E as the flash transmission start pulse P1 based on the electrocardiogram synchronization method.
[0077]
A setting signal from the time counter synchronization switch SW3 or the ECG synchronization switch SW8 is given to the selector 24E as a switching control signal. For this reason, the selector 24E is given via the flash transmission start pulse P1 or the delay circuit 24K based on the time counter synchronization method sent from the generation circuit 24D. Et Any one of the flash transmission activation pulses P1 based on the electrocardiographic synchronization method is selected according to the type of the switching control signal. The selected start pulse P1 is sent to the flash transmission time setting pulse generation circuit 24F.
[0078]
The generation circuit 24F is provided with information on the number of frames for flash transmission from the flash transmission frame number setting switch SW7, and information on the required time for each frame in the CFM mode and B mode, which will be described later. Therefore, the generation circuit 24F generates a flash transmission time setting pulse P2 (see FIG. 3) having a pulse length T1 corresponding to the specified number of frames in synchronization with the selected flash transmission start pulse P1. This setting pulse P2 is sent to the transmission trigger drive pulse generation circuit 24G at the final stage.
[0079]
The pulse generation circuit 24G is supplied with the time required for one frame in the CFM mode and the time required for one frame in the B mode from the control device 18, and supplied with a monitor operation on / off signal from the monitor operation on / off switch SW2. Further, the number of frames for flash transmission described above is specified. Among them, the information related to the required time for one frame in each mode is a value obtained by calculation by the CPU of the control device 18 based on data such as a given rate period and the number of scanning lines of one frame. As a result, the transmission trigger drive pulse generation circuit 24G generates a transmission trigger drive pulse P3 having a required period only in the flash transmission time zone according to the designated number of frames, as shown in FIG. The drive pulse P3 is sent to the transmission trigger generator 21 as described above.
[0080]
Further, a circuit after the transmission trigger generator will be described. Each time one transmission trigger drive pulse P3 arrives, the transmission trigger generator 21 performs one frame each of the CFM mode and B mode of the transmission trigger P4, for example, in the order of FIG. 7 (a) or (b). Further, it is generated at a predetermined rate period Tr (ultrasonic transmission interval). The pulse generator 22 triggered by the transmission trigger P4 has a predetermined transmission frequency f for each trigger. ₀ The transmission pulse P5 is generated at the rate period Tr.
[0081]
Each time the transmission circuit 23 receives the transmission pulse P5, the transmission circuit 23 gives a different delay time to each transducer and amplifies the delayed transmission pulse P5 for each transducer to a set voltage to generate a drive pulse P6. Then, this pulse P6 is supplied to the designated transducer of the probe 11. The number of transmission drive elements and the drive pulse P6 are set so that the transmission aperture or transmission voltage in the CFM mode becomes large within the range of the safety regulation for the subject. Thereby, an ultrasonic pulse is transmitted into the probe 11 subject.
[0082]
Transmission frequency f ₀ And / or the set voltage (corresponding to the transmission sound pressure) may be set separately in the CFM mode and the B mode, and normally, transmission conditions matched for each mode are given.
[0083]
In the case of the CFM mode, the transmission circuit 23 applies a pulse drive signal P6 N times (for example, 16 times) to each of the vibrators responsible for transmission, giving a delay time pattern consisting of the same delay time to each vibration. Supply repeatedly to the child. Thereby, the ultrasonic pulse is repeatedly transmitted N times in the same direction. At the time of N transmissions in the next one sequence, the delay time pattern of the pulse drive signal P6 is slightly changed, and the same repeated transmission is performed. By repeating this, the cross section is scanned. In the B mode, the transmission circuit 23 gradually changes the delay time pattern of the pulse drive signal P6 given to the transducer every time an ultrasonic pulse is transmitted. This scans the cross section.
[0084]
The CFM mode and B mode scans are executed for the designated number of frames, and one flash transmission is completed. Thereafter, the transmission is stopped and waited, and after a certain time, flash transmission is performed again. This sequence is repeated.
[0085]
This ultrasonic pulse forms a transmission beam with a controlled transmission delay time while propagating through the subject, and a part of the ultrasonic pulse is reflected at an interface having different acoustic impedances to become an echo signal. Part or all of the returned echo signal is received by one or more transducers of the probe 11 and converted into a corresponding electrical signal.
[0086]
2.2. Configuration and operation of receiving system
On the other hand, the receiver 13 connected to the probe 11 has a signal processing system of a plurality of reception channels electrically connected to each transducer of the probe. A preamplifier 31a (... 31n) is inserted on the input side of each signal processing system of this reception channel, an A / D converter 32a (... 32n) and a digital type reception delay after each preamplifier 31a (... 31n). Circuits 33a (... 33n) are inserted in this order.
The delay outputs of the reception delay circuits 33a... 33n are added by a digital type adder 34.
[0087]
For this reason, the echo signal received by the probe 11 is taken into the reception circuit 13 for each reception channel as an analog signal of the corresponding electric quantity. The echo signal is amplified for each reception channel and then converted into a digital signal. The echo signals are added to each reception channel after delay control is performed with a delay time having a pattern opposite to that at the time of transmission. As a result, an echo signal corresponding to the received beam having the same directivity as that at the time of transmission is output from the receiver 13. This echo signal is transmitted to the B mode processing system circuit 14 and the CFM mode processing system circuit 15. The Supplied.
[0088]
2.2.1. Configuration and operation of B-mode processing system
Here, the B-mode processing system circuit 14 is composed of a digital type circuit group that processes digital signals, and has a function of generating B-mode image data from an echo signal supplied from the receiving circuit 13.
[0089]
Although not shown, this circuit 14 has a logarithmic amplifier and an envelope detector. In this B-mode processing system circuit 14, the echo signal is first logarithmically amplified by a logarithmic amplifier.
The envelope of the output signal of the logarithmic amplifier is detected by the envelope detector circuit. This detection signal is sent to the display device 16 as B-mode image data.
[0090]
The B-mode image may be an image generated with a fundamental wave component as in the conventional method, but may be an image using harmonics, and is not particularly limited.
[0091]
2.2.2. Configuration and operation of CFM mode processing system)
The CFM processing system circuit 15 is a circuit group responsible for creating CFM mode image data for observing blood flow dynamics based on flash echo imaging in the CFM mode, and is a digital type circuit that performs various processes in the state of digital signals. It is composed of groups.
[0092]
The CFM processing system circuit 15 has two signal processing systems (two channels a and b) branched from the input side, and a mixer 41a (41b), an LPF 42a (42b), a BPF 43a (43b), and a buffer. The memory 44a (44b) and the MTI filter 44a (44b) are inserted in this order. The output sides of the MTI filters 44 a and 44 b reach the display device 16 via the arithmetic circuit 45.
[0093]
Among these, the mixers 41a and 41b and the LPFs 42a and 42b constitute a quadrature phase detector, and a quadrature phase detection is performed on the echo signal to extract Doppler data for each transmission / reception and for each depth position. The circuit 15 includes a reference oscillator 47 that oscillates a reference signal, and a phase shifter 48 that gives a phase difference of exactly 90 degrees to the reference signal and supplies the phase difference to mixers 41a and 41b. This reference signal has substantially the same frequency as the frequency of the signal to be detected. For example, when detecting a fundamental wave, it has substantially the same frequency as the transmitted ultrasonic pulse signal, and when detecting a harmonic, it has a frequency substantially the same as the frequency of the harmonic. As a result, the output signal of the receiver 13 and the reference signal are multiplied by the mixers 41a and 41b. Resulting signals obtained by this multiplication having a phase difference of 90 ° pass through LPFs 42a and 42b, respectively, and unnecessary high frequency components generated by mixing are removed, and baseband Doppler data is extracted. That is, Doppler data is extracted from the echo signal by quadrature detection. By this quadrature detection, it is possible to separate and detect a signal from a blood cell approaching the probe and a signal from a blood cell moving away (direction separation). This Doppler data is input to BPFs (band pass filters) 43a and 43b for each of the two systems.
[0094]
The BPFs 43a and 43b are provided for extracting fundamental waves and / or harmonics from Doppler data in accordance with the purpose of imaging. The BPFs 43a and 43b constitute the fourth characteristic configuration of the present invention.
[0095]
Each of the BPFs 43a and 43b can pass only the fundamental wave, only the high frequency, or the fundamental wave and the harmonics as they are. The Doppler data subjected to quadrature detection includes a strong clutter signal as a fundamental wave corresponding to the transmission frequency, a strong signal of the contrast agent that caused the flash echo phenomenon, and the ultrasonic wave propagation of the subject as its high frequency. There are four types of signals: a weak clutter signal that is considered to be generated due to the nonlinearity of the signal, and a signal that is weaker than the fundamental wave of the contrast agent that has caused the flash echo phenomenon but is still quite strong.
[0096]
FIG. 9 schematically shows an example of the reception spectrum of these four types of waveforms (that is, the output spectrum of the receiver 13). However, in this figure, only the second harmonic with the highest signal intensity is shown as the harmonic. Harmonics include secondary harmonics, higher harmonics after the third order, and subharmonics such as 1/2 order, 1/3 order, etc. Usually, the signal strength of the second order harmonic is included. highest. Therefore, when extracting harmonics, it is better to extract only the second harmonic from the viewpoint of improving S / N. Of course, in general, the harmonic is not limited to the second harmonic.
[0097]
It is also possible to pass both the fundamental wave and the harmonic wave, but the idea in this case is the same as the case of extracting the fundamental wave, and it is fundamental rather than passing both the fundamental wave and the harmonic wave. Since the S / N is better when the wave is extracted, the two are unified with the expression of extracting the fundamental wave without distinguishing both.
[0098]
Based on the above background, only the case of extracting the fundamental wave will be described here. Note that harmonic extraction will be described in a fourth embodiment described later.
[0099]
The advantage of extracting the fundamental wave caused by the flash echo phenomenon of the contrast agent is that the signal intensity is higher than that of the harmonic and the blood flow detection sensitivity is good. As described above, the fundamental wave includes a strong fundamental wave signal from the contrast agent that has caused the flash echo phenomenon, which is most advantageous in terms of detection sensitivity. The high sensitivity means that the reflected signal of the contrast agent can be collected from the deeper position of the subject. That is, since the penetration is high, scanning can be performed over a wider range. However, the fundamental wave also contains a strong clutter component. The intensity of the reflected signal component from the contrast agent and the intensity of the clutter component are almost equal to each other, or the reflected signal component from the contrast agent is slightly weaker, so the clutter component needs to be accurately removed.
[0100]
In order to extract the fundamental wave component from the Doppler data, the center of the pass band of each of the BPFs 43a and 43b is set to the transmission frequency f as shown in the spectrum of FIG. 10A (the spectrum before quadrature detection). ₀ And the bandwidth of the BPF is determined according to the ultrasonic pulse band. In order to simultaneously extract both the fundamental wave component and the harmonic component from the Doppler data, as shown in the spectrum of FIG. ₀ And the passband may be set wider so as to include both the fundamental component and the harmonic component. Actually, the frequency of the reference signal generator 47 of the quadrature detection circuit is substantially the same value as f0 in the former example, and is 1.5 f in the latter example. ₀ Then, quadrature detection is performed, and the center of the pass band is set to 0. Then, the fundamental wave component or the fundamental wave component and the harmonic wave component are extracted by the BPFs 43a and 43b having the band center of 0 and the desired bandwidth. At this time, the BPFs 43a and 43b are composed of LPFs in terms of hardware, but are functionally BPFs. In the following description, this description is omitted, and only the configuration related to FIG. 10 described above will be described.
[0101]
As described above, when the fundamental wave is used, the detection sensitivity of the flash echo signal is the highest, so that a flash echo image can be created with high penetration.
[0102]
The buffer memories 44a and 44b temporarily store Doppler data for the buffer for each signal system, read out time-series Doppler data for the same position in the cross section, that is, Doppler signals, and read MTI filters 44a and 44b at the time of reading the data. It is provided to reverse (reversely read) the input order of data at the same position. This reverse reading constitutes the fifth feature of the present invention. While the so-called “initial data cut”, which is one of the transient response countermeasures of the MTI filters 45a and 45b in the subsequent stage, is made effective, the flash echo signal This is a process for improving sensitivity.
[0103]
In order to control the reverse reading process, an input address counter 49 for controlling the data writing and an output address counter 50 for controlling the data reading are provided for the buffer memories 44a and 44b.
[0104]
In the CFM mode, the same location in the scan section, that is, the same raster is scanned a plurality of N times, and the obtained echo signal is detected in quadrature phase for each scan. For example, a fundamental wave component is extracted by BPF from the Doppler data obtained by this detection. The digital data of the fundamental wave component is sequentially stored at addresses designated by the input address counter 49 in the buffer memories 44a and 44b. As a result, when each raster is viewed, when N scans are completed, as shown in FIG. 11A, the number of transmission / reception of ultrasonic pulses is one-dimensional, and the depth position of each raster is set to the other one. Two-dimensional Doppler data as dimensions is stored in each buffer memory.
[0105]
Here, the necessity and background of the reverse reading process will be described below. The MTI filters 45a and 45b need to perform a filtering process to read out the Doppler data and remove the clutter component. In order to do this, conventionally, N time-series Doppler data obtained at the same depth position are read from each buffer memory while switching the read address by the output address counter, and taken into each MTI filter. In the MTI filter, the clutter component is removed as described later, and only the reflection component from the contrast agent is extracted.
[0106]
When filtering with the MTI filter, as shown in FIG. 12A, a transient response occurs in the initial stage of the filter output waveform. For this reason, when an image is obtained using all of the N filtered data, the image quality is significantly degraded due to the influence of the transient response. As one of the countermeasures, after filtering, the first few Doppler data in which the transient response occurs is discarded, and only the remaining Doppler data that is not affected by the transient response is used. Analysis is performed to obtain image data. The process of discarding the first several Doppler data is a process called “initial data cut”.
[0107]
However, the reflected signal from the contrast agent has a higher signal intensity with respect to the first Doppler data in terms of the degree of presence of microbubbles, and becomes weaker with time. Therefore, in order to avoid the influence of the transient response, if the first data is discarded, the analysis of the speed and power using only the Doppler data in which the intensity of the reflected signal from the contrast agent is low. This greatly reduces the sensitivity of the reflected signal from the contrast agent.
[0108]
Therefore, in the present invention, in order to solve this problem, when reading N time-series data obtained at each depth position on each raster from each of the buffer memories 44a and 44b, the time is reversed in the order. First, the signal obtained last is read first. When reading out in the reverse order as described above, the Doppler data in which the transient response is caused by the MTI filters 45a and 45b has the intensity of the reflection component from the contrast agent being small, or the intensity is almost zero at the end in time. It becomes data. Accordingly, as shown in FIG. 12B, even if the portion of the Doppler data causing the transient response is discarded, what remains behind is a string of Doppler data based on a strong reflection signal from the contrast agent. By analyzing the speed and power using the remaining Doppler data, the sensitivity can be improved, and the adverse effect of the transient response on the image can be avoided.
[0109]
In this embodiment, the reverse read processing from each of the buffer memories 44a and 44b is realized by causing the output address counter 50 to designate the read address as follows.
[0110]
For the sake of easy understanding, the description will be limited to the transmission / reception of a raster in one direction. However, the present invention is not limited to this. In the above-described data writing, the input address counter 49 counts addresses in the order of 1, 2, 3,..., N * L, for example, and the buffer memory 44a (44b) receives Doppler data at the address specified thereby. Is stored (see FIG. 11A). That is, first, corresponding to the first transmission / reception, 1, 2,..., L and L (for example, L = 1024) Doppler data are stored at the address of the depth position of the raster. Next, corresponding to the second transmission / reception, 1, 2,..., L and L pieces of data are stored at the address of the depth position of the raster. Thereafter, until the Nth transmission / reception, data is similarly stored in the address of the depth position of each raster in the order received.
[0111]
Therefore, when reading the Doppler data from the buffer memory 44a (44b), for example, the data having the same depth is sequentially transmitted from the shallowest depth position in the Nth, (N-1) th,..., First time. (See FIG. 11B). That is, the address count of the output address counter 50 is
[Expression 1]

In order. Thus, for each depth position, Doppler data can be read from the N-th Doppler data to the first Doppler data in the reverse order of time when writing, that is, when receiving an echo signal.
[0112]
Further, the MTI filters 45a and 45b receive Doppler signals that have been read back from the buffer memories 44a and 44b for each system, and receive unnecessary echo signals (clutter components) reflected by a fixed reflector such as a heart wall. ) And the so-called “initial data cut” process described above. As a result, the clutter component is reliably and accurately removed from the entire Doppler signal, and the reflected signal from the contrast agent is reliably extracted.
[0113]
As described above, the spectrum of the Doppler signal from the contrast agent in which the flash echo phenomenon has occurred is a wide band (proad), whereas the clutter signal has almost no Doppler shift, and thus has a specific Doppler spectrum. Therefore, the MTI filters 45a and 45b are set so as to remove the clutter signal by using the difference between the Doppler spectra.
[0114]
Clutter components are removed by the MTI filter units 45A and 45B, and only the reflected wave from the contrast medium is sent to the arithmetic circuit 46. The arithmetic circuit 46 estimates blood flow dynamics information using Doppler data corresponding to the real part and the imaginary part. For example, the arithmetic circuit 46 includes an autocorrelator and an average speed calculator, a variance calculator, and a power calculator using the correlation result. Information such as the average velocity (Doppler frequency) of the spectrum, the distribution of velocity distribution, and the power of the reflected signal from the bloodstream are estimated and calculated. The calculation result is sent to the display device 16 as CFM mode image data.
[0115]
By the way, the filter outputs from the MTI filters 45a and 45b are in the reverse order of the transmission / reception order. That is, since the phase of the Doppler shift is reversed and the sign indicating the direction separation of the Doppler frequency is reversed, the direction opposite to the actual direction is indicated. Therefore, it is necessary to change the sign and convert it to a value indicating the correct direction. This symbol changing process constitutes the sixth feature of the present invention, and this process is performed by the arithmetic circuit 46.
[0116]
For example, for ease of understanding, the Doppler frequency has a single value f. _d If the data is arranged in the same order as the transmission and reception,
[Expression 2]

It becomes. Consider i = 1 and 2 without loss of generality. If data is arranged in the same order as transmission and reception, the detected Doppler frequency f _{d, for} Is
[Equation 3]

It becomes. If data is arranged in the reverse order of transmission and reception, the detected Doppler frequency f _{d, rev} Is
[Expression 4]

It becomes. Therefore, when data is arranged in the reverse order of transmission and reception, the Doppler frequency having the correct direction separation code can be obtained by changing the code of the calculated Doppler frequency. Therefore, the average speed calculator of the calculation circuit 46 reverses the polarity of the sign (direction) of the obtained Doppler frequency.
[0117]
Although the circuit scale is slightly larger, as a process for obtaining the same effect, a buffer memory similar to the buffer memories 44a and 44b is arranged on the output side of the MTI filters 45a and 45b, and writing to and reading from the buffer memory are performed. A processing method may be employed in which the order of data is reversed again and rearranged and the data is input to the arithmetic circuit 46.
[0118]
2.2.3. Display system configuration and operation
The speed data or power data calculated in this way is sent to the display device 16.
The display device 16 includes a digital scan converter (DSC) 61 having two types of frame memories for B mode and CFM mode and a write / read control circuit, a color processor 62 for performing pixel coloration processing, and a D / A A converter 63 and a TV monitor 64 for display are provided. The digital image data and speed data output from the B mode processing system circuit 14 and the CFM mode processing system circuit 15 are written in the frame memory of the DSC 61, respectively.
[0119]
In the DSC 61, the data stored in the B-mode frame memory and the CFM mode frame memory are read out separately by the standard TV system. Further, in parallel with this readout, one of the common pixels of both frame memories is alternatively selected, and a C-mode image (contrast medium, that is, blood flow velocity data or power data) is added to the B-mode image (background image). ) Is superimposed on one frame of image data. The speed data or power data is subjected to color application processing by the color processor 32, and then converted to an analog signal at a predetermined timing by the D / A converter, and is converted into a CFM image based on flash echo imaging on the TV monitor 34. Is displayed.
[0120]
3. Overall behavior and effects
As described above, in this ultrasonic diagnostic apparatus, flash transmission is automatically controlled on and off at regular intervals by the transmission trigger control circuit 24. Then, during the on-period of flash transmission, an ultrasonic pulse is transmitted into the subject. The contrast agent causes a flash echo phenomenon when irradiated with an ultrasonic pulse, and reflects a component including a strong fundamental wave and a strong harmonic wave. At the same time, the ultrasonic pulse is reflected at each interface of the acoustic impedance in the subject. These echoes are mixed and received by all or a part of the piezoelectric vibrator of the probe.
[0121]
In the transmission off period, no special processing is performed for transmission, and only a waiting time is generated.
[0122]
The received signal is taken into the receiver 13. The digital echo signal phased and added by the receiver 13 is sent to the B mode processing system circuit 14 and the CFM mode processing system circuit 15. The B-mode processing system circuit 14 generates B-mode tomographic image data.
On the other hand, the CFM mode processing circuit 15 generates, for example, blood flow velocity distribution image data in the CFM mode based on flash echo imaging. The TV monitor 64 of the display device 16 displays a CFM mode blood flow velocity distribution color image superimposed on a black and white B-mode tomographic image.
[0123]
Therefore, a contrast agent can be administered to a subject, and a CFM mode image can be easily and accurately observed based on flash echo imaging.
[0124]
In particular, as in the conventional apparatus, in order to cause the flash echo phenomenon, it is not necessary to manually operate the freeze button to temporarily stop transmission, and to perform the complicated manual operation such as releasing the freeze after a certain period of time. The flash transmission can be accurately controlled on / off. The flash transmission on / off periods are automatically calculated according to the given conditions. Furthermore, since flash transmission in the CFM mode is always controlled to precede transmission in other modes, a high intensity flash echo signal can be received in the CFM mode.
[0125]
Further, the operator only has to give desired flash transmission conditions and scanning conditions from the operation panel. Of course, these conditions can be easily changed via the operation panel, and the apparatus can automatically follow the changed conditions. The electrocardiogram synchronization method can also be used if the surgeon wishes.
[0126]
Further, in the reception signal processing in the CFM mode, the BPF can appropriately extract the fundamental wave component and / or the harmonic component caused by the flash echo phenomenon of the contrast agent from the echo data of the quadrature detection artifact. Which component is to be extracted can be determined according to characteristics such as detection sensitivity in flash echo imaging.
[0127]
Further, the MTI filter also removes clutter components from the fundamental wave component and / or harmonic components, and only Doppler data resulting from blood flow and the like is accurately extracted. At the time of this filtering, the input order of the Doppler data string to the MTI filter is converted to the same position on the scan plane so as to be in the time series order opposite to the detection order (reverse reading process). For this reason, the early Doppler data affected by the filtering transient response in the MTI filter can be positively pressed against data having a weak flash echo phenomenon. For this reason, the data discarded by the so-called “initial data cut” process is Doppler data with a weak flash echo phenomenon. Therefore, the influence of the transient response can be reliably avoided, and at the same time, Doppler data having a strong flash echo phenomenon can be left and a highly accurate speed analysis can be performed.
[0128]
Further, the data subjected to the speed analysis by the arithmetic circuit is also subjected to a code changing process in the circuit. Thereby, even if the reverse reading process mentioned above is performed, the directionality separation of the blood flow is not mistaken.
[0129]
As described above, according to this ultrasonic diagnostic apparatus, it is highly practical, particularly in an actual medical care field, and has a high sensitivity suitable for detection and processing of enhancement signals caused by flash echo phenomenon. Become detection. Therefore, an ultrasonic diagnostic apparatus that can perform flash echo imaging in the CFM mode with excellent operability and practicality and high diagnostic ability is provided.
[0130]
On the other hand, the above-described CFM mode processing system circuit inserts BPFs separately for the two channels a and b after the quadrature detector. In the case of this BPF insertion position, the design of the BPF can be facilitated.
[0131]
In the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment, the reception / processing system circuits 13 to 15 are configured as digital processing type circuits in which an A / D converter is placed immediately after the reception amplifier. This digitization can not only stabilize the circuit operation but also promote the performance improvement of the receiver and the processing system circuit and the diversification of the processing.
[0132]
In addition, in this embodiment, although the aspect which displayed a CFM image on a tomogram has been demonstrated, it is not necessarily limited to such a display aspect.
[0133]
(Third embodiment)
A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In the following embodiments, the same reference numerals are used for the same or equivalent components as those in the second embodiment described above, and the description thereof is omitted or simplified.
[0134]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment relates to another configuration for removing clutter components mounted on the CFM processing system circuit 15 described above. Specifically, a difference calculation circuit based on a difference method is used instead of the MTI filter.
[0135]
FIG. 13 shows a digital type CFM processing system circuit 15. In the processing system circuit 15, difference calculation circuits 51 a and 51 b are inserted into the buffer memories 44 a and 44 b in the subsequent stages for each system, and the difference outputs of the difference calculation circuits 51 a and 51 b are transferred to the calculation circuit 46. It is constituted as follows. The other configuration is the same as that described in FIG.
[0136]
The operation around the difference calculation circuit will be described. While switching addresses by the output address counter 50, N pieces of Doppler data obtained at the same depth position are read from the buffer memories 44a and 44b. In this case, the reading order may be the order of transmission / reception with respect to the same depth position. The read Doppler data is subjected to difference processing between adjacent data by the difference calculation circuits 51a and 51b.
[0137]
Specifically, the Doppler data input to the difference calculation circuit 51a in the a channel is i. ₁ , I ₂ , I ₃ , I ₄ The output is (i ₂ -I ₁ ), (I ₃ -I ₂ ), (I ₄ -I ₃ ) The b channel is similarly differentiated. Since the clutter is almost stationary, the clutter components of adjacent Doppler data have substantially the same value and are removed by this difference calculation. On the other hand, the flash echo signal is considered to have a disturbed time waveform because the Doppler frequency has a wide band (broad), and passes without being removed even if the above difference calculation is performed.
[0138]
Therefore, if this difference calculation is performed, the clutter component can be removed and the flash echo signal can be extracted. In particular, in the case of this difference calculation, since the transient response phenomenon does not occur by the difference calculation itself, it is not necessary to perform the “initial data cut” process as a countermeasure for the transient response as described in the second embodiment. “Reverse reading processing” from the buffer memory is no longer necessary. On the other hand, the flash echo signal is high intensity, and the earlier Doppler data in time is directly participated in the speed analysis to ensure high speed detection sensitivity. can do.
[0139]
(Fourth embodiment)
A fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment is characterized in that the harmonics resulting from the flash echo phenomenon of the contrast agent are extracted by the BPF of the CFM processing system circuit.
[0140]
The advantage of extracting this harmonic is that it has the ability to remove other artifacts compared to extracting the fundamental. The strongest artifact is the echo of the organ that is picked up by the main lobe of the sound field, that is, the clutter component, but the intensity is weak but high, as in the case where the movement of the myocardium is picked up by the side lobe of the sound field. Artifacts with Doppler frequency are present depending on the examination site. When the fundamental wave is used, the Doppler frequency of the clutter component is almost zero, so the clutter component can be removed by the MTI filter. However, when the latter artifact is present, the MTI filter cannot remove the artifact, and the artifact is not included in the image. It will appear.
[0141]
In such a situation, harmonic extraction is effective. That is, the latter artifact is weak in intensity and has no harmonics, and is removed by extracting the harmonics. Also, since most of the clutter components are fundamental wave components, they can be almost eliminated by extracting harmonics. On the other hand, since the echo signal from the contrast agent has a high-intensity harmonic component, the contrast agent signal can be extracted by extracting the harmonic. That is, by extracting the harmonics, artifacts that could not be removed by the MTI filter or the difference calculation circuit can be removed.
[0142]
Actually, as shown in FIG. 14, the center of the pass band of the BPFs 43a and 43b is set to the transmission frequency f. ₀ Harmonics can be extracted by adjusting the bandwidth of the BPF according to the ultrasonic pulse band. The harmonics extracted in this way are temporarily stored in the buffer memories 44a and 44b, and then subjected to basically the same processing as in the case of the fundamental wave.
[0143]
Since the artifacts are removed by the BPFs 43a and 43b and the clutter component is almost eliminated, the speed data can be obtained by directly inputting the Doppler data into the arithmetic circuit without using the MTI filter and the difference arithmetic circuit. The signal from the contrast agent is sufficiently observable.
[0144]
However, since the harmonic component of the clutter component actually exists even though it is weak, the above-described MTI filters 45a and 45b or the difference calculation circuits 51a and 51b may be used together to further remove the remaining clutter component. Good. As a result, a CFM image from which artifacts are more reliably removed can be obtained. Therefore, even when the pass characteristics of the BPFs 43a and 43b are matched for harmonic extraction, it is desirable to use an MTI filter or a difference calculation circuit in combination.
[0145]
By the way, when extracting the second harmonic as the harmonic, the Doppler frequency is f ₀ (In this case, the reference frequency is the same frequency f as the transmission frequency. ₀ However, generality is not lost. ) 2f ₀ (This is referred to, for example, in the paper “Japan Journal of Medical Ultrasonics, Vol. 21, Supplement 1; May, 1995; 65-211”). Therefore, it is necessary to correct that amount by the arithmetic circuit 46. That is, the Doppler speed v calculated by the arithmetic circuit 46 _d Is the fundamental wave extraction
[Equation 5]

Instead of
[Formula 6]

As required.
[0146]
Thus, in the CFM mode processing system circuit, the harmonic component is extracted by BPF, and the CFM image can be generated based on this component. In this case, the artifact removal capability is high, and artifacts can be removed even for diagnostic sites where artifact removal was difficult with the fundamental wave, so CFM images based on flash echo imaging with high image quality and high diagnostic capabilities are provided. can do.
[0147]
Note that the mode for generating an image using the fundamental wave from the contrast agent described in the second embodiment and the mode for generating an image using the harmonic wave from the contrast agent described in this embodiment are as follows. The flash echo imaging function can be enriched and diversified.
[0148]
(Fifth embodiment)
A fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. This embodiment is characterized by the BPF insertion position described above.
[0149]
As shown in FIG. 15, this CFM mode processing circuit 15 is different from the circuit configuration of FIG. 13 described above in that the insertion position of the BPF is changed. That is, a configuration is adopted in which the BPF a channel and b channel detectors are changed from the rear position to the front position, and a single BPF 52 common to both channels is used.
[0150]
As a result, the BPF 52 extracts only the fundamental wave, the harmonic wave, or the fundamental wave + harmonic wave resulting from the flash echo phenomenon of the contrast agent from the echo signal sent from the receiver, and the extracted signal is orthogonalized at the subsequent stage. Send to phase detector to extract Doppler signal.
[0151]
This configuration has the advantage that only one BPF 52 is required.
[0152]
The configuration related to the insertion position of the BPF in FIG. 14 can also be suitably implemented in the CFM mode processing system circuit in FIG. 2 using an MTI filter instead of the difference calculation circuit.
[0153]
(Sixth embodiment)
A sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In this embodiment, the receiver and the B-mode / CFM mode processing system circuit are configured by analog type circuits instead of digital type circuits.
[0154]
As shown in FIG. 16, in this ultrasonic diagnostic apparatus, the amplifier 31a (... 31n) of each reception channel of the receiver 13 is directly connected to the reception delay circuit 33a (... 33n). Instead, the CFM mode processing circuit 15 has an A / D converter 53a (53b) between the BPF 43a (43b) and the buffer memory 44a (44b) for each of the two channels a and b. It is inserted. For this reason, it is processed as a digital signal from the data write processing to the buffer memory.
[0155]
This configuration also has the advantage that only two A / D converters are required. Whether to adopt the digital type of FIG. 2 or the analog type of FIG. 16 may be determined in consideration of performance such as manufacturing cost and signal processing.
[0156]
(Seventh embodiment)
A seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment includes a probe, a subject, and a subject that may occur in a state in which flash transmission is not performed, that is, in a state in which the diagnostic region (raster region) is waiting for the contrast agent to be filled again. In order to prevent misalignment between the two, transmission for obtaining a monitor screen (hereinafter referred to as monitor transmission), which is set under conditions different from the flash transmission, is performed.
[0157]
That is, in the embodiment described so far, the image cannot be obtained while the flash transmission is stopped (off), and thus the position of the examination site cannot be identified by visual inspection on the screen. Therefore, even if a relative misalignment occurs between the probe and the subject, it is difficult to recognize such misalignment while the flash transmission is off.
[0158]
In order to overcome this situation and further enhance the usefulness of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, this embodiment provides the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIGS.
[0159]
FIG. 17 shows the overall configuration of this ultrasonic diagnostic apparatus and corresponds to the configuration of FIG. 2 described above. As shown in FIG. 17, this apparatus includes a transmitter 12 that performs the monitor transmission described above. In addition to the transmission trigger generator 21, the pulse generator 22, and the transmission circuit 23, the transmitter 12 includes a transmission trigger control circuit 25, a transmission voltage control circuit 26, and a transmission channel setting circuit 27 specific to this embodiment. . The transmission voltage control circuit 26 and the transmission channel setting circuit 27 may be only one of them, as will be described later.
[0160]
FIG. 18 shows a specific configuration example of the transmission trigger control circuit 25 described above. The control circuit 25 controls the generation of transmission triggers for each transmission mode (that is, flash transmission or monitor transmission) for the transmission trigger generator 21 as in the above-described embodiment, while the pulses generated in the control process. Is used to control the transmission voltage control circuit 26 and the transmission channel setting circuit 27.
[0161]
The transmission trigger control circuit 25 is based on the circuit shown in FIG. 8 described above, and further enhances the function of the transmission trigger drive pulse generation circuit 24G. That is, the generation circuit 24G receives a monitor transmission on / off signal from the monitor transmission on / off switch SW2 of the operation panel 17. For this on / off signal, monitor transmission is performed by the B mode method or by the CFM mode method. Or Information on the monitor mode is also included.
[0162]
The generation circuit 24G performs exactly the same operation as in the second embodiment described above when the monitor transmission on / off signal indicates that monitor transmission is off (stopped). On the other hand, when the monitor transmission is turned on (execution of monitor transmission), as shown in FIG. 19, the transmission trigger generator pulse P3 for flash transmission is transmitted as described above during the flash transmission on period T1. 21 is switched to the transmission trigger drive pulse P3 for monitor transmission in accordance with the monitor mode during the flash transmission off period T2, and this is output to the transmission trigger generator 21.
[0163]
Therefore, when the transmission trigger generator 21 receives the transmission trigger drive pulse P3 for flash transmission, the transmission trigger generator 21 generates the transmission trigger P4 in the CFM mode corresponding to the designated number of frames as in the above-described embodiment (at this time, Preferably, although not shown in FIG. 19, a B-mode transmission trigger for obtaining a tomographic image as a background image is also transmitted.
(See FIG. 7). On the other hand, when the transmission trigger drive pulse P3 for monitor transmission is received, the mode is switched to the transmission trigger P4 in the B mode corresponding to the appropriate number of frames obtained by calculation.
[0164]
In addition, the flash transmission time setting pulse P2 output from the flash transmission time setting pulse generation circuit 24F is transmitted not only to the transmission trigger drive pulse generation circuit 24G in the subsequent stage but also to the transmission voltage control circuit 26 and the transmission channel setting circuit 27 described above. Is also supplied.
[0165]
In the transmission voltage control circuit 26, as shown in FIG. 19, during the on period T1 of the flash transmission time setting pulse P2, the transmission sound pressure of the ultrasonic pulse becomes the first sound pressure value H, while the off period T2 During the period, the drive pulse voltage value in the transmission circuit 23 is separately controlled so that the transmission sound pressure is equal to the second sound pressure value L. Specifically, the generated pulse voltage value in the on period T1 is controlled to a high value and that in the off period T2 is controlled to a low value. Similarly, in the transmission channel setting circuit 27, during the on period T1 of the flash transmission time setting pulse P2, the transmission sound pressure of the ultrasonic pulse is equal to the first sound pressure value H, while during the off period T2, The number of transmission channels of the transmission circuit 23 is assigned separately so that the transmission sound pressure is equal to the second sound pressure value L. Specifically, the number of transmission channels in the on period T1 is set to a large number and that in the off period T2 is set to a small number.
[0166]
The first sound pressure value H is a value as high as possible that causes the flash echo phenomenon in the contrast medium within a range that is acceptable for biological safety, but the second sound pressure value L is the first sound pressure value. The pressure is set lower than H. Specifically, the low pressure value is set such that the contrast agent does not cause a flash echo phenomenon. However, if the second sound pressure value L is too low, the sensitivity is lowered and the image becomes difficult to see. Therefore, the sensitivity is set to a value that can keep the sensitivity as high as possible without causing the flash echo phenomenon. The second sound pressure value L can also be conveniently set by the operator from the panel switch. In this case, the manually set second sound pressure value L is specifically decoded into the transmission voltage value and / or the number of transmission channels described above, and is supplied to the control circuit 26 and / or the setting circuit 27.
[0167]
In short, the transmission sound pressure is set to the first sound pressure value H for flash transmission (first transmission of the present invention), and the transmission sound pressure is set to second sound for monitor transmission (second transmission of the present invention). As long as the sound pressure value L can be set, only one of the transmission voltage control circuit 26 and the transmission channel setting circuit 27 may perform switching control of the first and second sound pressure values. Here, both circuits 26 and 27 are configured to work together to switch their sound pressure values according to the transmission mode.
[0168]
Accordingly, as shown in FIG. 19, the transmission voltage is switched between the first sound pressure value H and the second sound pressure L between the flash transmission and the monitor transmission in one sequence. The first sound pressure value causes a flash echo phenomenon to obtain a flash echo signal. That is, scanning is performed with exactly the same time and conditions as the flash transmission on in the second embodiment.
[0169]
On the other hand, in the second embodiment, the monitor transmission is continued by switching to the low second sound pressure value L in the present embodiment in the time zone when the flash transmission is turned off. The second sound pressure value does not cause the flash echo phenomenon while the contrast agent is filled. The echo signal obtained by this monitor transmission is processed via the B-mode processing system circuit 14 and displayed on the TV monitor 64 in real time as a B-mode tomographic image of the scan section.
[0170]
Thus, when flash transmission is designated, transmission that causes a flash echo phenomenon is performed, and a CFM mode image based on flash echo imaging is displayed. On the other hand, when monitor transmission is commanded, the flash echo phenomenon does not occur. In addition, a normal B-mode image is displayed as a monitor image in real time. The flash transmission and the monitor transmission are performed once in one sequence, and this sequence is repeated. As shown in FIG. 20A, images obtained by both transmissions may be displayed alternately on the same screen of the TV monitor 64 in terms of time, or shown in FIG. 20B. In this way, two screens may be displayed separately.
[0171]
Shi The Therefore, since the diagnostic region of the subject can be monitored in real time even when flash transmission is not performed, the scan position can be easily identified. That is, the positional deviation between the probe and the subject can be easily corrected. This prevention and correction of misalignment not only reduces operational effort and shortens diagnosis time, but also improves the reliability of image diagnosis. On the other hand, contrast agent inspection based on flash echo imaging can be performed while observing a diagnostic site in real time, and an ultrasonic diagnostic apparatus that is simpler, easier to operate, and improved in diagnostic ability can be provided.
[0172]
In this embodiment, the configuration in which the normal B mode is used for the monitor transmission with emphasis on the real-time property has been described. Alternatively, the monitor transmission in the CFM mode is also possible. When it is desired to observe blood flow in color even during monitoring, monitor transmission in the CFM mode is suitable.
[0173]
Various characteristics of the CFM mode processing system circuit described above can also be applied to the CFM mode processing system circuit 15 of the apparatus of this embodiment. Instead of the MTI filter, there are a configuration using a difference calculation circuit, a configuration in which a BPF is inserted in front of the quadrature detector, and the like. Furthermore, as described above, the circuit after the amplifier of the receiver 13 of this apparatus and the B mode processing system circuit 14 and the CFM mode processing system circuit 15 may be constituted by digital type circuits that perform processing in the form of digital signals. Of course, it is possible.
[0174]
(Eighth embodiment)
An eighth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. As in the seventh embodiment described above, the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment does not perform flash transmission during the flash transmission off period, but uses this period as a monitor period for more effective imaging. Objective.
[0175]
The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 22 includes the probe 1 as in the apparatus of the first embodiment, while the transmitter 2 and the receiver 3 are electrically connected to the probe 1 and the receiver. 3, a B mode processor 4 and a CFM mode processor 5 electrically connected to 3, and a display device 6 electrically connected to both processors 4, 5.
[0176]
The transmitter 2 includes a drive signal generator 2A ′ and a transmission trigger controller 2B ′ that controls the transmission state via the generator 2A ′, as described above. Among them, the drive signal generator 2A ′ includes the transmission trigger generator 21, the pulse generator 22, the transmission circuit 23, the transmission voltage control circuit 26, and the transmission channel setting circuit 2 shown in FIG. 7 It has the same structure as the combination.
[0177]
The transmission trigger controller 2B ′ has a configuration equivalent to the transmission trigger control circuit 25 of FIG. In addition, a transmission mode setting unit 81 is connected to the transmission trigger controller 2B ′, and a transmission mode is commanded from the setting unit 81. A desired transmission mode is set in the transmission mode setting unit 81 manually or automatically.
[0178]
As the transmission mode, four types of modes are prepared as shown in FIGS. That is, as shown in FIG. 23A, the first transmission mode is the same as the number of frames transmitted in the CFM mode and the B mode during the flash transmission: ON period (transmission sound pressure = first sound pressure H). This is a mode in which monitor transmission only in the B mode is performed in a predetermined cycle during the off-monitoring period (transmission sound pressure = second sound pressure L).
[0179]
The transmission condition for setting the transmission sound pressure to the first sound pressure H corresponds to the first transmission condition of the present invention, while the transmission condition for setting the transmission sound pressure to the second sound pressure L is the present invention. This corresponds to the second transmission condition. The first and second sound pressures H and L are the values described in the seventh embodiment.
[0180]
In the second transmission mode, as shown in FIG. 23B, the CFM mode and the B mode are transmitted for the same number of frames during the flash transmission: ON period, and the CFM mode and the BFM mode are also performed during the flash transmission: OFF monitoring period. In this mode, monitor transmission in the B mode is performed for the same number of frames.
[0181]
Further, as shown in FIG. 23C, the third transmission mode performs CFM mode and B-mode transmission for the same number of frames during the flash transmission: ON period, and CFM mode during the flash transmission: OFF monitoring period. Mode in which only monitor transmission is performed in a predetermined cycle.
[0182]
Further, in the fourth transmission mode, as shown in FIG. 23 (d), the CFM mode and the B mode are transmitted for the same number of frames during the flash transmission: on period, and the monitor is performed during the flash transmission: off monitoring period. This is a mode in which transmission is not performed (however, transmission sound pressure = 0).
[0183]
Therefore, regardless of which transmission mode is designated, ultrasonic pulse transmission in both modes is performed during the flash transmission on period, and monitoring ultrasonic pulse transmission is performed in the designated mode during the flash transmission off period ( (First to third transmission modes) or transmission is stopped (fourth transmission mode).
[0184]
As in the above-described embodiments, the echo signal associated with transmission in the B mode is received and processed by the B mode processor 4, while that in the CFM mode is received and processed by the CFM mode processor 5.
[0185]
The display device 6 includes an image synthesizer 6A that synthesizes image data from the B-mode processor 4 and the CFM processor 5, and a display 6B that displays an image synthesized by the synthesizer. A display mode setting unit 82 is connected to the image synthesizer 6A, and various appropriate display modes shown in FIGS. 24 and 25 are instructed from the setting unit 82 to the synthesizer 6A. The display mode setting unit 82 is set with a desired display mode manually or automatically.
[0186]
Specifically, when the first to third transmission modes (see FIGS. 23A to 23C) are instructed, the first to third display modes (FIGS. 24A to 24C). One of the display modes is commanded among the display mode and the fourth to sixth display modes (see FIGS. 25A to 25C). When the fourth transmission mode (see FIG. 23 (d)) is commanded, an appropriate display mode (see FIGS. 24 (a), (b) and FIGS. 25 (a), (b)) is commanded. Is done.
[0187]
In the first display mode, as shown in FIG. 24 (a), a B-mode image (a tissue form or a blood flow state as a second image) obtained almost in real time in the form of a moving image based on the intensity of the echo signal. The color image (CFM image) of the blood flow as the first image obtained based on the phase displacement information of the echo signal is intermittently superimposed on the image according to the first transmission condition on This is the display mode. In the second display mode, as shown in FIG. 24B, the color image (CFM image) of the blood flow under the first transmission condition is constantly superposed on the B mode image while being updated. This is the display mode. Further, the third display mode is a mode in which both images of the first and second display modes are displayed side by side as shown in FIG.
[0188]
On the other hand, the fourth display mode is a mode in which an almost real-time blood flow color image (CFM image) is superimposed and displayed on the B-mode image, as shown in FIG. In the fifth display mode, as shown in FIG. 25 (b), a blood flow color image (CFM image) is superimposed on the B-mode image and displayed in the hold state, and the hold display state is flashed. This is a mode in which the transmission period is shifted to the flash transmission period from the monitoring period when transmission is off until the first frame image is generated, and is updated with the image every time the first image is generated. Further, the sixth display mode is a mode in which both images of the fourth and fifth display modes are displayed side by side as shown in FIG.
[0189]
Therefore, according to the present embodiment, a plurality of types of transmission modes and a plurality of types of display modes can be appropriately combined to perform imaging during the monitoring period, and a monitor image with a large amount of information can be obtained. As a result, a total flush is performed, including changes in the tissue form (in the normal B mode) or the blood flow state including perfusion (in the harmonic B mode or CFM mode) during the monitoring period in which no flash transmission is performed. Images of echo imaging can be observed.
[0190]
Of course, the transmission trigger controller 2B ′ may be configured to issue a trigger command for a predetermined transmission mode without providing the transmission mode setting unit 81. Similarly, the display mode setting unit 82 may not be provided, and the image combiner 6A may be configured to perform image combination in a predetermined display mode. Thereby, although the transmission mode and the display mode when obtaining the monitor image are fixed, an apparatus with a simplified configuration can be obtained.
[0191]
In the configuration of the eighth embodiment, the memory means for storing the Doppler signals in the order of input in the time series described above, and the time when the Doppler signals are input from the memory means at the same position in the cross section are opposite to the input order. It is also possible to apply a configuration including reading means for reading in series and clutter removal means for inputting the Doppler signal read by the reading means and removing the clutter component from the Doppler signal. In this case, the clutter removal means may include means for performing processing for discarding data affected by the transient response accompanying the removal processing after the removal processing of the clutter component. Furthermore, an analysis unit that performs frequency analysis of the Doppler signal processed by the clutter removal unit may be provided, and the analysis unit may include a unit that performs a process of changing the code of the analysis result.
Further, it may comprise means for rearranging the time series for each identical position in the cross section of the Doppler signal processed by the clutter removal means into the time series of the input order, and means for frequency analysis of the rearranged Doppler signal. Good.
[0192]
Further, the methods described in the third to seventh embodiments described above, that is, the method of using a differential method arithmetic circuit in place of the MTI filter, the method of extracting harmonics from the contrast agent by the BPF of the CFM processing system circuit, etc. The same applies to the eighth embodiment.
[0193]
Furthermore, the CFM image that displays the dynamics of blood flow in color is not limited to an image obtained by two-dimensional color mapping the velocity value of the blood flow or contrast medium (in contrast echo method), but the power value is two-dimensional color mapped. Images and grayscale images, ie B-mode angio images (both fault and blood flow - (Displayed on a scale).
[0194]
Further, the blood flow color image and the B-mode image are images generated by the fundamental wave component, the harmonic component, or the pulse inversion method (including the pulse inversion / Doppler method) of the transmitted ultrasonic pulse. May be. Filter means (not shown) for passing a desired frequency component of the echo signal is provided in the detector 5A and the B-mode processor 4 of the CFM mode processor 5 according to the type of image. Further, the filters for both modes may be integrated and provided in the receiver 3. As the desired frequency component, there are a fundamental wave, a harmonic wave, a mixed wave of the fundamental wave and the harmonic wave, and the like.
[0195]
On the other hand, the flash on period and the flash off period (monitoring period) may be unequal intervals as described above. The period composed of the flash-on period and the flash-off period may be provided with period adjusting means 83 (see FIG. 22) that can be changed manually or programmable. Thereby, an optimal monitoring period can be set according to the magnitude of the blood flow velocity, and it is possible to cope with observation of myocardial perfusion and quantification of blood flow dynamics.
[0196]
The period adjusting unit 83 desirably sets the period in accordance with an internal trigger from a clock built in the apparatus or an external trigger such as electrocardiogram synchronization. Further, it is desirable that this means 83 can be selectively used by switching both triggers.
[0197]
Further, when imaging a CFM image and a B-mode image in parallel, it is possible to create a B-mode image using a part of a plurality of transmissions for obtaining a CFM image in order to improve the frame rate. . Thereby, the frame rate can be increased without performing transmission dedicated to the B mode.
[0198]
As described above, various embodiments related to the present invention have been described. The typical effects are summarized as follows.
[0199]
Since transmission / reception control is performed and transmission trigger generation is automatically switched on / off, a CFM image of an effective flash echo signal can be easily obtained, and a practical ultrasonic diagnostic apparatus can be provided.
[0200]
Further, since the order is instructed so that the transmission trigger for the CFM mode always precedes the transmission trigger for the B mode, a flash echo image of the CFM mode can be obtained with high sensitivity.
[0201]
Further, when the MTI filter is provided in the means for discriminating the contrast agent signal, the signals received by a plurality of times of transmission / reception can be input to the MTI filter in the reverse order of the reception order. Therefore, the first CFM mode flash echo data with good sensitivity can be used, and a flash echo image with high image quality and high diagnostic ability can be obtained.
[0202]
Further, when the means for discriminating the contrast agent signal is equipped with means for taking the difference between adjacent signals among the plurality of signals received by the plurality of times of transmission / reception, the clutter can be removed by at least two times of transmission / reception, The real-time property is improved and the first CFM flash echo data with high sensitivity can be used, and the CFM mode flash echo image can be obtained with high sensitivity.
[0203]
In addition, when the fundamental wave is used, the CFM mode flash echo image can be obtained with the highest sensitivity. When the harmonic wave is used, the artifact removal capability is improved, and the image quality is high and the diagnostic ability is high. An image can be obtained. The fundamental wave or the harmonic can be switched and used.
[0204]
Further, even in a standby state where the flash echo phenomenon is not generated, the diagnostic part of the subject can be monitored in real time by the monitor image, so that the position of the examination part can be easily identified and misalignment hardly occurs. In addition, it is possible to perform a flash echo contrast medium inspection while observing a diagnostic site in real time, and it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that is simpler, has better operability, and has improved diagnostic ability.
[0205]
Furthermore, since various methods are prepared for acquiring the monitor image, the operator can obtain an optimal monitor image that matches the characteristics of the diagnostic region.
[0206]
In addition, this invention is not limited to the Example mentioned above, In the range which does not deviate from the summary, it can implement in various modifications and combinations.
[0207]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, when flash echo imaging is performed, the first and second transmission conditions are controlled to form an image, and the first and second transmission conditions obtained under these transmission conditions are obtained. Since the two images are displayed appropriately, it is possible to provide a total of useful image information in the optimal mode, not only when the flash echo phenomenon occurs but also when it does not occur. It is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus of an aspect most suitable for imaging.
[0208]
In addition, since the configuration in which the diagnostic site of the subject is monitored in real time even during a period in which the flash echo phenomenon is not caused, a flash echo imaging performed by administering a contrast medium to the subject is observed with a CFM image. Thus, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that is improved in practical functions and performance, excellent in operability, and high in diagnostic ability.
[0209]
In addition, since various signals related to the CFM mode are processed with the optimum configuration for detecting the flash echo phenomenon, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus excellent in detection and processing sensitivity of the flash echo signal.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a functional block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a timing chart for explaining the operation of a transmission trigger control circuit;
FIG. 4 is a timing chart for explaining equal intervals and unequal intervals of flash transmission activation pulses.
FIG. 5 is a timing chart for explaining an electrocardiogram synchronization method.
FIG. 6 is a diagram illustrating an example of switches provided on the operation panel.
FIG. 7 is a diagram for explaining the time-series order for each BFM mode and B mode of a transmission trigger.
FIG. 8 is a more detailed block diagram of a transmission trigger control circuit.
FIG. 9 is a frequency spectrum diagram of an echo signal from a contrast agent and a clutter component.
FIG. 10 is a frequency spectrum diagram showing a relationship between a BPF passband and a fundamental wave or a fundamental wave and a secondary high frequency wave.
FIG. 11 is a diagram for explaining a data writing order and a reading order for explaining reverse reading to the MTI filter;
FIG. 12 is a diagram for explaining an MTI filter transient response, initial data cut processing, and reverse reading processing;
FIG. 13 is a block diagram showing a CFM mode processing system circuit of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a frequency spectrum diagram showing a relationship between a BPF passband and a secondary high frequency in an ultrasonic diagnostic apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
FIG. 15 is a block diagram showing a CFM mode processing system circuit of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fifth embodiment of the present invention.
FIG. 16 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a sixth embodiment of the present invention.
FIG. 17 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to a seventh embodiment of the present invention.
FIG. 18 is a block diagram showing a configuration of a transmission trigger control circuit.
FIG. 19 is a timing chart for explaining the operation of the transmission trigger control circuit;
FIG. 20 is a diagram showing a display example of an image based on flash transmission and an image based on monitor transmission.
FIG. 21 is a diagram showing an example of a Doppler spectrum in flash echo imaging.
FIG. 22 is a block diagram showing an ultrasonic diagnostic apparatus according to an eighth embodiment of the present invention.
FIG. 23 is a diagram for explaining sound pressure values and types of collected images in first to fourth transmission modes.
FIG. 24 is a screen diagram for explaining first to third display modes.
FIG. 25 is a screen diagram for explaining fourth to sixth display modes;
[Explanation of symbols]
1 Probe
2 transmitter
3 receivers
4 B-mode processor
5 CFM mode processor
6 Display device
11 Probe
12 Transmitter
13 Receiver
14 B-mode processor
15 CFM mode processor
16 Display device
17 Operation panel
18 Control circuit
19 ECG
21 Transmission trigger generator
24 Transmission trigger control circuit
25 Transmission trigger control circuit
26 Transmission voltage control circuit
27 Transmission channel setting circuit
32a, 32b A / D converter
43a, 43b, 52 BPF
44a, 44b Buffer memory
45a, 45b MTI filter
46 Arithmetic Circuit
49, 50 I / O address counter
51a, 51b Difference calculation circuit
53a, 53b A / D converter
64 TV monitor
81 Transmission mode setting device
82 Display mode setting device
83 Period adjustment means

Claims (27)

超音波造影剤を投与した被検体の画像を得る超音波診断装置において、
超音波を送波及び受波する超音波振動子と、
前記造影剤を実質的に崩壊させる第１の駆動条件と、前記造影剤を実質的に充満させる第２の駆動条件とに基づいて前記超音波振動子を駆動させる送信手段と、
前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの基本周波数成分を含むドプラスペクトラムに基づいてカラー表示の第１の画像を生成する第１の画像生成手段と、
前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの振幅情報に基づいて第２の画像を生成する第２の画像生成手段と、
前記駆動条件を前記第２の駆動条件から前記第１の駆動条件に切り替えると、所定期間中に前記第１の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させ、前記所定期間の終了と共に前記第２の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させる送信順指令手段と、
前記第１の画像及び前記第２の画像を表示する手段と、を備えたことを特徴とする超音波診断装置。In an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining an image of a subject administered with an ultrasonic contrast agent ,
An ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves;
A first driving condition which substantially decay of the contrast agent, and a second transmission means on the basis of the driving condition Ru by driving the ultrasonic vibrator to substantially fill the contrast agent,
Receiving ultrasonic echoes of the ultrasonic waves, a first image generating means for generating a first color image display based on the Doppler spectrum containing the fundamental frequency component of the echoes,
Receiving said ultrasonic waves of the ultrasonic echo, a second image generating means for generating a second image based on amplitude information of the ultrasonic echo,
When the driving condition is switched from the second driving condition to the first driving condition, ultrasonic waves for generating the first image during a predetermined period are transmitted under the first driving condition, A transmission order command means for transmitting ultrasonic waves for generating the second image under the first drive condition at the end of a predetermined period;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: means for displaying the first image and the second image. 超音波造影剤を投与した被検体の画像を得る超音波診断装置において、
超音波を送波及び受波する超音波振動子と、
前記造影剤を実質的に崩壊させる第１の駆動条件と、前記造影剤を実質的に充満させる第２の駆動条件とに基づいて前記超音波振動子を駆動させる送信手段と、
前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの位相変位情報に基づいてカラー表示の第１の画像を生成する第１の画像生成手段と、
前記超音波の超音波エコーを受信し、前記超音波エコーの振幅情報に基づいて第２の画像を生成する第２の画像生成手段と、
前記駆動条件を前記第２の駆動条件から前記第１の駆動条件に切り替えると、所定期間中に前記第１の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させ、前記所定期間の終了と共に前記第２の画像を生成するための超音波を前記第１の駆動条件で送波させる送信順指令手段と、
前記第１の画像及び前記第２の画像を表示する手段と、
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。In an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining an image of a subject administered with an ultrasonic contrast agent ,
An ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves;
A first driving condition which substantially decay of the contrast agent, and a second transmission means on the basis of the driving condition Ru by driving the ultrasonic vibrator to substantially fill the contrast agent,
Receiving ultrasonic echoes of the ultrasonic waves, a first image generating means for generating a first color image display based on the phase displacement information of the ultrasonic echo,
Receiving said ultrasonic waves of the ultrasonic echo, a second image generating means for generating a second image based on amplitude information of the ultrasonic echo,
When the driving condition is switched from the second driving condition to the first driving condition, ultrasonic waves for generating the first image during a predetermined period are transmitted under the first driving condition, A transmission order command means for transmitting ultrasonic waves for generating the second image under the first drive condition at the end of a predetermined period;
Means for displaying the first image and the second image;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: 請求項１または２に記載の超音波診断装置において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 or 2,
前記送信順指令手段は、前記第１の駆動条件と前記第２の駆動条件とを交互に切り替え、前記第１の駆動条件に基づく前記超音波振動子の駆動の開始の間隔を可変可能とすることを特徴とする超音波診断装置。The transmission order command means alternately switches between the first driving condition and the second driving condition, and makes it possible to vary a start interval of driving the ultrasonic transducer based on the first driving condition. An ultrasonic diagnostic apparatus. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3,
前記送信順指令手段は、前記第１の駆動条件に基づいて前記超音波振動子を駆動させる際に、走査線毎に、前記第１の画像を生成するための超音波の送波と、前記第２の画像を生成するための超音波の送波とを行い、前記走査線毎の送波を繰り返すことを特徴とする超音波診断装置。The transmission order command means, when driving the ultrasonic transducer based on the first driving condition, for each scanning line, ultrasonic transmission for generating the first image, An ultrasonic diagnostic apparatus that performs ultrasonic transmission for generating a second image and repeats transmission for each scanning line. 請求項１乃至４のいずれか１項に記載の超音波診断装置において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4,
前記第１の画像生成手段は、前記超音波エコーを受信したエコー信号を時系列方向に並べたデータ列を生成し、前記データ列のうち時系列における後段のエコー信号を除くエコー信号から位相変位成分を抽出し、前記位相変位成分に基づいて前記第１の画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。The first image generation unit generates a data sequence in which echo signals received from the ultrasonic echoes are arranged in a time series direction, and phase shift is performed from an echo signal excluding an echo signal at a later stage in the time series in the data sequence. An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein a component is extracted and the first image is generated based on the phase displacement component. 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において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 5,
高域濾波処理あるいは差分処理によるフィルタ処理を施すフィルタ手段をさらに備え、It further comprises a filter means for performing filtering by high-pass filtering or difference processing,
前記第１の画像生成手段は、前記超音波エコーを受信したエコー信号を時系列方向に並べたデータ列を生成し、前記データ列のうち時系列における後段のエコー信号から順に前記フィルタ手段によるフィルタ処理を施し、前記フィルタ処理の施されたデータ列のうち時系列における後段のエコー信号を除くエコー信号に基づいて前記第１の画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。The first image generation unit generates a data sequence in which echo signals received from the ultrasonic echoes are arranged in a time series direction, and the filter by the filter unit in order from the subsequent echo signal in the time series in the data sequence. An ultrasonic diagnostic apparatus that performs processing and generates the first image based on an echo signal that excludes a subsequent-stage echo signal in a time series from the filtered data sequence. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第２の画像生成手段は、前記第２の画像を動画形態で生成し、
前記表示手段は、前記動画形態の第２の画像上に前記第１の画像を間歇的に表示させることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The second image generating means generates the second image in the video form,
The ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the display means intermittently displays the first image on the second image in the moving image form. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記表示手段は、前記第２の画像上に前記第１の画像を常時、表示させる画像を表示することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The display means, the said first image always on the second image, the ultrasonic diagnostic apparatus and displaying an image to be displayed. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第２の画像生成手段は、前記第２の画像を動画形態で生成する手段を有し、
前記表示手段は、前記動画形態の第２の画像上に前記第１の画像を間歇的に表示させる手段と、前記第２の画像上に前記第１の画像を常時、表示させる手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The second image generation means includes means for generating the second image in a moving image form,
Said display means, said means for intermittently displaying the first image on the second image of the video mode, the first image on the second image at all times, and means for displaying An ultrasonic diagnostic apparatus. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第１の画像生成手段は、前記第１の画像をリアルタイムに生成し、
前記表示手段は、前記第２の画像上に、前記リアルタイムな前記第１の画像を表示させることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The first image generating means generates the first image in real time,
Said display means, said on the second image, the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by displaying the real-time the first image. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記表示手段は、前記第２の画像に前記第１の画像を重畳した画像を表示し、前記第１の駆動条件による所定番目の超音波送信に対応した所定フレーム目の前記第１の画像の生成毎に、前記重畳画像上の第１の画像を更新することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
Said display means, said second display an image obtained by superimposing the first image to an image of said first predetermined numbered by the drive condition ultrasound transmitted to the corresponding predetermined frame of the first image for each generation, the ultrasonic diagnostic apparatus characterized by updating the first image on the superimposed image. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第１の画像生成手段は、前記第１の画像をリアルタイムに生成し、
前記表示手段は、前記第２の画像上にリアルタイムな前記第１の画像を重畳したリアルタイム画像と、前記第２の画像に前記第１の画像を重畳したホールド画像とを同時に表示することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The first image generating means generates the first image in real time,
The display means, characterized by displaying a real-time image obtained by superimposing the real-time the first image on the second image, and hold an image obtained by superimposing the first image to the second image at the same time and the ultrasonic diagnostic apparatus. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第１の画像は、前記被検体の血流又は前記造影剤のパワーの画像又は運動速度の画像であることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first image is a blood flow image of the subject, a power image of the contrast agent, or an image of a motion speed. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第１又は第２の画像は、前記超音波の基本波による画像、高調波による画像、又はパルスインバージョン法で送受したときのパルスインバージョン画像であることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The first or second image, the image by the ultrasonic fundamental wave of the image due to harmonics, ultrasound or characterized in that it is a pulse inversion image when exchanged pulse inversion method Diagnostic device. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記送信手段は、前記第１の駆動条件下での超音波送波期間と前記第２の駆動条件下での超音波送波期間とから成る周期を等間隔又は不等間隔で繰り返すことを指令することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The transmission means instructs to repeat a cycle composed of an ultrasonic wave transmission period under the first driving condition and an ultrasonic wave transmission period under the second driving condition at equal intervals or unequal intervals. ultrasonic diagnostic apparatus characterized by. 請求項１５記載の超音波診断装置において、
前記周期と前記第１及び第２の駆動条件とから成る情報の内の少なくとも一部をマニュアル又はプログラマブルに指令する指令手段をさらに備えたことを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 15 , wherein
Ultrasonic diagnostic apparatus characterized by further comprising instruction means for instructing the manual or programmable at least part of the information consisting of the said period the first and second driving condition. 請求項１５記載の超音波診断装置において、
前記送信手段は、内蔵された内部トリガ又は外部の外部トリガに応じて前記周期を設定し、前記両方のトリガの切換を指令可能であることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 15 , wherein
The transmission unit, the internal trigger also is a built sets the period in response to an external trigger external ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that it is commanding the changeover of the trigger of the both. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記送信手段は、前記第１及び第２の画像生成手段により前記第１及び第２の画像を並行して生成するときに、前記第１の画像を得るための前記超音波の送信を前記第２の画像を得るための前記超音波の送信に対して常に先行させる送信順指令手段を有することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The transmission means transmits the ultrasonic waves for obtaining the first image when the first and second image generation means generate the first and second images in parallel. ultrasonic diagnostic apparatus characterized by having the transmission order command means for always precedes the transmission of the ultrasonic waves to obtain a second image. 請求項１８記載の超音波診断装置において、
前記送信順指令手段は、前記両方の送信の順を走査線単位又はフレーム単位で指令することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 18 , wherein
The transmission order instruction means, ultrasonic diagnostic apparatus characterized by directing the order of transmission of the both scanning line units or frame units. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記第２の画像生成手段は、前記第１及び第２の画像が並行して生成されるときに、前記送信手段による前記第１の駆動条件下での一部の送信に伴う前記エコー信号を用いて前記第２の画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
The second image generation means outputs the echo signal accompanying a part of transmission under the first driving condition by the transmission means when the first and second images are generated in parallel. ultrasonic diagnostic apparatus characterized by generating said second image using. 請求項１乃至６の何れか一項記載の超音波診断装置において、
前記エコー信号の所望の周波数成分を通過させるフィルタ手段をさらに備えることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 6 ,
Ultrasound diagnostic apparatus further comprising a filter means for passing a desired frequency component of the echo signal. 請求項２１記載の超音波診断装置において、
前記所望の周波数成分は、前記超音波の基本波成分、高調波成分、又はその基本波成分及び高調波成分の混合波であることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 21 , wherein
It said desired frequency components, the fundamental wave component of ultrasonic waves, an ultrasonic diagnostic apparatus characterized by harmonic components, or a mixed wave of the fundamental wave component and harmonic components. 請求項２１記載の超音波診断装置において、
前記位相変位成分を抽出する処理は、高域濾波又は差分処理であることを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 21 , wherein
The process of extracting a phase displacement component, an ultrasonic diagnostic apparatus which is a high-pass filter or differential processing. 請求項２３記載の超音波診断装置において、
前記位相変位成分を抽出する処理は高域濾波であり、
前記データ列の各データを、前記各データの取得順とは反対の時系列順で前記高域濾波に付させる手段と、前記高域濾波後のデータの内、当該高域濾波に伴う過渡応答の影響を廃棄する手段と、前記廃棄処理により残ったデータの時系列の順番を元の取得順に戻す手段と、をさらに備えたことを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 23 , wherein
The process of extracting the phase displacement component is high-pass filtering,
Wherein each data of the data sequence, said means for causing subjected to the high frequency filter in chronological order opposite to the order of acquisition of the data, among the data after the high frequency filter, the transient response due to the high-pass filter impact means for discarding the waste treated by the remaining ultrasonic diagnostic apparatus when the means for returning the order of the sequence in the original order of acquisition, and further comprising a data. 請求項２３記載の超音波診断装置において、
前記位相変位成分を抽出する処理は高域濾波であり、
前記データ列の各データを、前記各データの取得順とは反対の時系列順で前記高域濾波に処する手段と、前記高域濾波後のデータの内、当該高域濾波に伴う過渡応答の影響を廃棄する手段と、前記廃棄処理により残ったデータについて速度画像の速度方向を示す符号を反転させる手段と、をさらに備えたことを特徴とする超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 23 , wherein
The process of extracting the phase displacement component is high-pass filtering,
Wherein each data of the data sequence, said means for punished in the high frequency filtered in chronological order opposite to the order of acquisition of the data, among the data after the high frequency filter, the transient response due to the high-pass filter means for discarding the effect, the waste treated by the remaining data ultrasonic diagnostic apparatus characterized by means for inverting, further comprising a code that indicates the velocity direction of the velocity image for. 請求項１乃至４の何れか一項に記載の超音波診断装置において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4,
前記送信順指令手段は、前記送信手段を介して、前記第１の駆動条件で前記第１の画像を生成する際に、同一方向に複数回ずつ前記超音波を送波させることで前記被検体の断面をスキャンさせ、The transmission order commanding unit transmits the ultrasonic wave a plurality of times in the same direction when the first image is generated under the first driving condition via the transmission unit, thereby the subject. Scan the cross section of
前記第１の画像生成手段は、前記スキャンに伴って受波されたエコー信号から前記断面上の空間的なサンプル位置毎に時系列方向に並ぶ複数個のデータから成るデータ列を生成し、前記データ列に対し差分処理を行い、前記超音波の基本周波数の信号成分を含むドプラスペクトラム成分を抽出し、前記ドプラスペクトラム成分から前記第１の画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。The first image generation means generates a data string composed of a plurality of data arranged in a time-series direction for each spatial sample position on the cross section from an echo signal received along with the scan, An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein differential processing is performed on a data string, a Doppler spectrum component including a signal component of the fundamental frequency of the ultrasound is extracted, and the first image is generated from the Doppler spectrum component. 請求項１乃至４の何れか一項に記載の超音波診断装置において、The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4,
前記送信順指令手段は、前記送信手段を介して、前記第１の駆動条件で前記第１の画像を生成する際に、同一方向に複数回ずつ前記超音波を送波させることで前記被検体の断面をスキャンさせ、The transmission order commanding unit transmits the ultrasonic wave a plurality of times in the same direction when the first image is generated under the first driving condition via the transmission unit, thereby the subject. Scan the cross section of
前記第１の画像生成手段は、前記スキャンに伴って受波されたエコー信号から前記断面上の空間的なサンプル位置毎に時系列方向に並ぶ複数個のデータから成るデータ列を生成し、前記データ列の取得順とは反対の時系列順で高域濾波を行い、前記データ列から前記超音波の基本周波数の信号成分を含むドプラスペクトラム成分を抽出し、前記ドプラスペクトラム成分から前記第１の画像を生成することを特徴とする超音波診断装置。The first image generation means generates a data string composed of a plurality of data arranged in a time-series direction for each spatial sample position on the cross section from an echo signal received along with the scan, High-pass filtering is performed in a time-series order opposite to the acquisition order of the data sequence, a Doppler spectrum component including a signal component of the fundamental frequency of the ultrasonic wave is extracted from the data sequence, and the first Doppler spectrum component is used to extract the first Doppler spectrum component. An ultrasonic diagnostic apparatus characterized by generating an image.

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