JP5043623B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents
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Description
本発明は、超音波診断装置に関し、特に、バブルを利用した画像形成技術に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an image forming technique using bubbles.
マイクロバブル（またはナノバブル）は、液体などに注入された微細な気泡を意味している。このマイクロバブルは、様々な優れた特性を備えているため、多くの分野で利用されている。例えば、医療分野への応用として、マイクロバブルが超音波の好適な反射体となることから、超音波画像を形成する際の造影剤として利用されている。 Microbubbles (or nanobubbles) mean fine bubbles injected into a liquid or the like. Since these microbubbles have various excellent characteristics, they are used in many fields. For example, as an application to the medical field, microbubbles are suitable as ultrasonic wave reflectors, and are therefore used as a contrast agent when forming an ultrasonic image.
造影剤を利用した超音波画像の形成においては、バブルから得られる高調波成分に注目した技術が知られており、特に、フェーズインバージョン法やパワーモジュレーション法などが有名である。もちろん、高調波成分に注目した画像形成技術に関する文献も、例えば、特許文献１，２などのように多数存在する。ちなみに、特許文献１，２に記載された技術は、バブルから得られる第３次高調波を積極的に画像化するものではない。 In the formation of an ultrasonic image using a contrast agent, a technique that pays attention to harmonic components obtained from bubbles is known, and in particular, a phase inversion method, a power modulation method, and the like are well known. Of course, there are a large number of documents relating to image forming techniques that focus on harmonic components, such as Patent Documents 1 and 2, for example. Incidentally, the techniques described in Patent Documents 1 and 2 do not actively image third-order harmonics obtained from bubbles.
比較的太い血管などに投与されたマイクロバブル（造影剤）を画像化する場合には、マイクロバブルの周囲が散乱などの少ない血液のため、従来から知られている技術により、比較的高いコントラストを得ることができる。これに対し、組織や腫瘍などの毛細血管やリンパ節などに取り込まれたマイクロバブルを観測する場合には、マイクロバブルの周囲が組織や腫瘍などの実組織であるため、周囲が血液である場合に比べて、高いコントラストを得ることが難しい。 When imaging microbubbles (contrast media) administered to relatively thick blood vessels, the surroundings of the microbubbles are blood with little scattering, so a relatively high contrast can be achieved using a conventionally known technique. Obtainable. On the other hand, when observing microbubbles taken into capillaries or lymph nodes such as tissues and tumors, the surroundings are blood because the surroundings of the microbubbles are real tissues such as tissues and tumors. Compared to, it is difficult to obtain high contrast.
また、近年になり、低中音圧の超音波による画像化に適した造影剤（例えば「ソナゾイド」（登録商標））が注目されており、低中音圧の超音波による高感度の画像化技術も望まれている。 In recent years, contrast agents suitable for imaging with low and medium sound pressure ultrasound (for example, “Sonazoid” (registered trademark)) have been attracting attention, and high sensitivity imaging with low and medium sound pressure ultrasound has been attracting attention. Technology is also desired.
このような状況のもと、本願の発明者は、バブル（マイクロバブルなど）を利用した超音波による画像化技術について研究を重ねてきた。特に、超音波を受けたバブルの挙動に注目して研究を重ねてきた。 Under such circumstances, the inventors of the present application have conducted research on imaging technology using ultrasonic waves using bubbles (such as microbubbles). In particular, research has been conducted focusing on the behavior of bubbles subjected to ultrasonic waves.
本発明は、その研究の過程において成されたものであり、その目的は、バブルの挙動に基づいた適切な画像処理技術を提供することにある。 The present invention has been made in the course of its research, and an object thereof is to provide an appropriate image processing technique based on the behavior of bubbles.
上記目的を達成するために、本発明の好適な態様である超音波診断装置は、バブルを含む診断領域に対して超音波を送受するプローブと、前記バブルの共振周波数を基準として設定される送信周波数かつ前記バブルの膨張倍率を基準として設定される送信音圧で超音波を送波するようにプローブを制御する送信制御部と、プローブにおける超音波の受波により前記診断領域から得られる受信信号を処理することにより受信信号に含まれる高調波成分を抽出する受信処理部と、抽出された高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成する画像形成部と、を有することを特徴とする。 In order to achieve the above object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to a preferred aspect of the present invention includes a probe that transmits / receives ultrasonic waves to / from a diagnostic region including a bubble, and a transmission that is set based on the resonance frequency of the bubble. A transmission control unit for controlling the probe to transmit an ultrasonic wave at a frequency and a transmission sound pressure set on the basis of the expansion rate of the bubble, and a received signal obtained from the diagnostic region by receiving the ultrasonic wave at the probe A reception processing unit that extracts a harmonic component contained in a received signal by processing the image, and an image forming unit that forms image data of an ultrasonic image based on the extracted harmonic component. To do.
上記態様によれば、バブルの共振周波数を基準として送信周波数が設定され、バブルの膨張倍率を基準として送信音圧が設定されるため、例えば、バブルから得られる高調波成分を高めると共に実組織から得られる高調波成分を抑制することができ、その結果として、例えば、非常に高いＣＴＲ（Contrast to Tissue Ratio）を得ることができる。 According to the above aspect, the transmission frequency is set on the basis of the resonance frequency of the bubble, and the transmission sound pressure is set on the basis of the expansion rate of the bubble. As a result, for example, a very high CTR (Contrast to Tissue Ratio) can be obtained.
望ましい態様において、前記送信制御部は、前記バブルの膨張倍率と前記バブルから得られる高調波成分の信号量との対応関係に基づいて、信号量が比較的小さく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的大きい対応関係を示す膨張倍率が小さな範囲と、信号量が比較的大きく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的小さい対応関係を示す膨張倍率が大きな範囲と、からなる二つの範囲のうち、膨張倍率が大きな範囲に収まるように前記送信音圧を設定することを特徴とする。 In a desirable mode, the transmission control unit has a relatively small signal amount based on the correspondence relationship between the expansion rate of the bubble and the signal amount of the harmonic component obtained from the bubble, and the signal amount with respect to the change in the expansion rate. A range in which the expansion ratio indicating a relatively large change relationship is small, and a range in which the signal amount is relatively large and a change amount of the signal amount relative to the change in expansion magnification is relatively small. Of the two ranges, the transmission sound pressure is set so that the expansion magnification is within a large range.
望ましい態様において、前記送信制御部は、前記バブルの共振周波数以下となるように前記送信周波数を設定し、前記バブルの膨張倍率が１．５以上となるように前記送信音圧を設定することを特徴とする。 In a preferred aspect, the transmission control unit sets the transmission frequency so as to be equal to or lower than a resonance frequency of the bubble, and sets the transmission sound pressure so that an expansion ratio of the bubble is 1.5 or more. Features.
望ましい態様において、前記送信制御部は、共に前記送信周波数かつ前記送信音圧に設定されて互いに位相が反転関係にある超音波の組を送波するようにプローブを制御し、前記受信処理部は、前記超音波の組のうちの一方に対応した第１受信信号と他方に対応した第２受信信号の差分を算出することにより奇数次の高調波成分を抽出し、さらに、周波数フィルタを用いて奇数次の高調波成分から第３次の高調波成分を抽出し、前記画像形成部は、抽出された第３次の高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成することを特徴とする。 In a desirable aspect, the transmission control unit controls the probe so as to transmit a set of ultrasonic waves that are set to the transmission frequency and the transmission sound pressure and have phases inverted to each other, and the reception processing unit The odd harmonic component is extracted by calculating the difference between the first received signal corresponding to one of the ultrasonic sets and the second received signal corresponding to the other, and using a frequency filter A third-order harmonic component is extracted from odd-order harmonic components, and the image forming unit forms image data of an ultrasonic image based on the extracted third-order harmonic component. To do.
望ましい態様において、前記受信処理部は、前記第３次の高調波成分に加えて、前記第１受信信号と第２受信信号を加算することにより第２次の高調波成分を抽出し、前記画像形成部は、抽出された第２次の高調波成分と第３次の高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成することを特徴とする。 In a preferred aspect, the reception processing unit extracts the second harmonic component by adding the first received signal and the second received signal in addition to the third harmonic component, and the image The forming unit forms image data of an ultrasonic image based on the extracted second harmonic component and third harmonic component.
望ましい態様において、前記プローブは、前記送信周波数から前記送信周波数の３倍の周波数までを含む周波数帯域を備えることを特徴とする。 In a preferred aspect, the probe includes a frequency band including the transmission frequency to a frequency three times the transmission frequency.
本発明により、バブルの挙動に基づいた適切な画像処理技術が提供される。例えば、本発明の好適な態様によれば、バブルの共振周波数を基準として送信周波数が設定され、バブルの膨張倍率を基準として送信音圧が設定されるため、バブルから得られる高調波成分を高めると共に実組織から得られる高調波成分を抑制することができ、その結果として、例えば非常に高いＣＴＲを得ることができる。 According to the present invention, an appropriate image processing technique based on the behavior of bubbles is provided. For example, according to a preferred aspect of the present invention, the transmission frequency is set based on the resonance frequency of the bubble, and the transmission sound pressure is set based on the expansion rate of the bubble, so that the harmonic component obtained from the bubble is increased. In addition, harmonic components obtained from the real tissue can be suppressed, and as a result, for example, a very high CTR can be obtained.
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１は、その全体構成を示す機能ブロック図である。図１に示す超音波診断装置は、造影用のバブル（マイクロバブルやナノバブルなどの微小気泡）を含んだ造影剤を利用して画像を形成するのに適している。 DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Hereinafter, preferred embodiments of the invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 shows a preferred embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, and FIG. 1 is a functional block diagram showing the overall configuration thereof. The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 is suitable for forming an image using a contrast agent including a contrast bubble (microbubbles such as microbubbles and nanobubbles).
本実施形態においては、例えば、低中音圧の超音波による画像化に適した造影剤（「ソナゾイド」（登録商標）など）を利用することが望ましいものの、本発明における造影剤は特定のものに限定されない。造影剤は、例えば生体内の血管や腫瘍などの診断部位に投与される。そして、造影剤が投与されてから、例えば生体内におけるバブルの集積や取り込みが起こるまでの一定時間が経過した後に、図１に示す超音波診断装置によって診断が行われる。 In the present embodiment, for example, it is desirable to use a contrast agent (such as “Sonazoid” (registered trademark)) suitable for imaging with ultrasound of low and medium sound pressures, but the contrast agent in the present invention is a specific one. It is not limited to. The contrast agent is administered to a diagnostic site such as a blood vessel or a tumor in a living body. A diagnosis is performed by the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 after a certain period of time has elapsed from the administration of the contrast agent to, for example, the accumulation and uptake of bubbles in the living body.
信号発生部１０は、図示しない制御部などによって制御され、送信パルスを形成するための駆動信号を生成して送信回路１２へ出力する。本実施形態では、生体内に投与されるバブルの共振周波数を基準として設定される送信周波数で、さらに、当該バブルの膨張倍率を基準として設定される送信音圧で超音波を送波するように送信制御される。信号発生部１０は、例えば、中心周波数が１．５ＭＨｚ程度、送信音圧が２００〜３００ｋＰａ程度に対応した波形の送信パルスを出力する。 The signal generation unit 10 is controlled by a control unit (not shown) or the like, generates a drive signal for forming a transmission pulse, and outputs the drive signal to the transmission circuit 12. In the present embodiment, ultrasonic waves are transmitted at a transmission frequency set with reference to the resonance frequency of the bubble administered into the living body, and with a transmission sound pressure set with reference to the expansion ratio of the bubble. Transmission is controlled. For example, the signal generator 10 outputs a transmission pulse having a waveform corresponding to a center frequency of about 1.5 MHz and a transmission sound pressure of about 200 to 300 kPa.
送信回路１２は、信号発生部１０から出力された送信パルスに基づいて、プローブ１４が備える図示しない複数の振動素子を制御して送信ビームを形成し、形成した送信ビームを電子的に走査することにより、走査領域の全域に亘って複数の送信ビームを形成する。 The transmission circuit 12 controls a plurality of vibration elements (not shown) included in the probe 14 based on the transmission pulse output from the signal generator 10 to form a transmission beam, and electronically scans the formed transmission beam. Thus, a plurality of transmission beams are formed over the entire scanning region.
本実施形態においては、複数の送信ビームの各ビーム方向ごとに２回の送信が行われる。つまり、一つのビーム方向に対して送信パルスに基づいて１回目の送信が行われて受信信号を取得した後に、続けてその同じビーム方向に対して、１回目の送信と同じ波形で位相だけを反転させた送信パルスに基づいて２回目の送信が行われて受信信号が取得される。そして、一つのビーム方向に対して２回の送信が行われた後に、ビーム方向を変えて次のビーム方向に対して２回の送信が行われる。こうして、走査領域の全域に亘って各ビーム方向ごとに２回の送信が実行される。 In the present embodiment, transmission is performed twice for each beam direction of a plurality of transmission beams. In other words, after the first transmission is performed for one beam direction based on the transmission pulse and the received signal is acquired, the phase is continuously changed with the same waveform as the first transmission for the same beam direction. A second transmission is performed based on the inverted transmission pulse to obtain a received signal. Then, after two transmissions are performed for one beam direction, the transmission is performed twice for the next beam direction by changing the beam direction. In this way, two transmissions are executed for each beam direction over the entire scanning region.
プローブ１４は、造影剤が投与された生体内の診断領域に対して超音波を送受する。プローブ１４は、超音波を送受する複数の振動素子を備えており、複数の振動素子が送信回路１２によって送信制御されて送信ビームが走査される。また、複数の振動素子が生体から反射された超音波を受波し、これにより得られた信号が受信回路１６へ出力される。なお、送信と受信を異なる振動子で行うようにしてもよい。 The probe 14 transmits and receives ultrasonic waves to the in-vivo diagnostic region to which the contrast agent is administered. The probe 14 includes a plurality of vibration elements that transmit and receive ultrasonic waves, and the transmission circuit 12 controls transmission of the plurality of vibration elements and scans the transmission beam. Further, the plurality of vibration elements receive the ultrasonic waves reflected from the living body, and a signal obtained thereby is output to the receiving circuit 16. Note that transmission and reception may be performed by different vibrators.
プローブ１４は、送信周波数（例えば中心周波数が１．５ＭＨｚ程度）から、この送信周波数の３倍の周波数までを含む周波数帯域を備えている。そのため、送信における送信周波数を基本波の周波数とすると、受信において基本波と第２次高調波と第３次高調波の成分を含んだ受信信号が得られる。 The probe 14 has a frequency band including a transmission frequency (for example, the center frequency is about 1.5 MHz) to a frequency three times the transmission frequency. Therefore, when the transmission frequency in transmission is the fundamental frequency, a reception signal including fundamental, second harmonic, and third harmonic components is obtained in reception.
受信回路１６は、プローブ１４の複数の振動素子から得られる信号を整相加算処理することにより、走査領域内の複数の送信ビームの各々に対応した受信信号を形成する。本実施形態においては、複数の送信ビームの各ビーム方向ごとに２回の送信が行われるため、受信回路１６は、各ビーム方向ごとに、１回目の送信に対応した１回目の受信信号と２回目の送信に対応した２回目の受信信号を形成する。そして、各ビーム方向ごとに、１回目の受信信号（受信信号１）が受信信号１メモリ１８に記憶され、２回目の受信信号（受信信号２）が受信信号２メモリ２０に記憶される。 The reception circuit 16 forms a reception signal corresponding to each of the plurality of transmission beams in the scanning region by performing phasing addition processing on the signals obtained from the plurality of vibration elements of the probe 14. In this embodiment, since transmission is performed twice for each beam direction of a plurality of transmission beams, the reception circuit 16 receives the first received signal corresponding to the first transmission and 2 for each beam direction. A second received signal corresponding to the second transmission is formed. For each beam direction, the first received signal (received signal 1) is stored in the received signal 1 memory 18, and the second received signal (received signal 2) is stored in the received signal 2 memory 20.
加算処理部２２は、各ビーム方向ごとに、受信信号１メモリ１８と受信信号２メモリ２０から受信信号１と受信信号２を読み出し、そして、受信信号1と受信信号２を加算処理する。受信信号1と受信信号２は、互いに位相が反転関係にある送信パルスから得られる信号であるため、フェーズインバージョン法（またはパルスインバージョン法）の原理により、受信信号1と受信信号２の加算処理の結果として、奇数次の信号がキャンセルされて偶数次の信号のみが残る。つまり、受信信号に含まれる基本波と第２次高調波と第３次高調波のうち、奇数次の基本波と第３次高調波がキャンセルされて偶数次の第２次高調波が抽出される。 The addition processing unit 22 reads the reception signal 1 and the reception signal 2 from the reception signal 1 memory 18 and the reception signal 2 memory 20 for each beam direction, and adds the reception signal 1 and the reception signal 2 to each other. Since reception signal 1 and reception signal 2 are signals obtained from transmission pulses whose phases are inverted with respect to each other, addition of reception signal 1 and reception signal 2 is performed according to the principle of phase inversion method (or pulse inversion method). As a result of the processing, the odd order signal is canceled and only the even order signal remains. That is, out of the fundamental wave, the second harmonic, and the third harmonic included in the received signal, the odd-order fundamental wave and the third-order harmonic are canceled, and the even-order second-order harmonic is extracted. The
バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）２６は、第２次高調波に対応した通過帯域を備えたフィルタであり、バンドパスフィルタ２６によって、ノイズ等が除去されて第２次高調波のみがより確実に抽出される。なお、原理的には加算処理部２２において第２次高調波のみが確実に抽出されるため、バンドパスフィルタ２６を省略することも可能である。 The band pass filter (BPF) 26 is a filter having a pass band corresponding to the second harmonic, and noise or the like is removed by the band pass filter 26 so that only the second harmonic is extracted more reliably. The Note that, in principle, only the second harmonic is reliably extracted in the addition processing unit 22, and therefore the bandpass filter 26 can be omitted.
差分処理部２４は、各ビーム方向ごとに、受信信号１メモリ１８と受信信号２メモリ２０から受信信号１と受信信号２を読み出し、そして、受信信号1と受信信号２の差分を算出する。フェーズインバージョン法（またはパルスインバージョン法）の原理により、受信信号1と受信信号２の差分処理の結果として、偶数次の信号がキャンセルされて奇数次の信号のみが残る。つまり、受信信号に含まれる基本波と第２次高調波と第３次高調波のうち、偶数次の第２次高調波がキャンセルされて奇数次の基本波と第３次高調波が抽出される。 The difference processing unit 24 reads the reception signal 1 and the reception signal 2 from the reception signal 1 memory 18 and the reception signal 2 memory 20 for each beam direction, and calculates the difference between the reception signal 1 and the reception signal 2. Due to the principle of the phase inversion method (or pulse inversion method), as a result of differential processing between the received signal 1 and the received signal 2, the even-order signal is canceled and only the odd-order signal remains. That is, out of the fundamental wave, the second harmonic, and the third harmonic included in the received signal, the even-order second harmonic is canceled and the odd-order fundamental wave and the third harmonic are extracted. The
ハイパスフィルタ（ＨＰＦ）２８は、第３次高調波以上の帯域を備えたフィルタであり、ハイパスフィルタ２８によって、基本波やノイズ等が除去されて第３次高調波のみが抽出される。 The high-pass filter (HPF) 28 is a filter having a band equal to or higher than the third harmonic, and the high-pass filter 28 removes the fundamental wave, noise, and the like and extracts only the third harmonic.
画像形成部３０は、ハイパスフィルタ２８から得られる第３次高調波のみを用いて、または、第３次高調波に加えてバンドパスフィルタ２６から得られる第２次高調波を用いて、超音波画像の画像データを形成する。画像形成部３０は、複数のビーム方向の各々から得られる高調波成分（第３次高調波のみ、または、第２次高調波と第３次高調波）に基づいて、例えば、２次元超音波画像の画像データを形成する。もちろん、超音波ビームを３次的に走査させて３次元超音波画像の画像データを形成してもよい。画像形成部３０において形成された画像データに対応する超音波画像は表示部３２に表示される。 The image forming unit 30 uses only the third harmonic obtained from the high-pass filter 28 or uses the second harmonic obtained from the bandpass filter 26 in addition to the third harmonic. Image data of an image is formed. The image forming unit 30 uses, for example, two-dimensional ultrasonic waves based on harmonic components (third harmonic only, or second harmonic and third harmonic) obtained from each of a plurality of beam directions. Image data of an image is formed. Of course, image data of a three-dimensional ultrasonic image may be formed by tertiary scanning with an ultrasonic beam. An ultrasonic image corresponding to the image data formed in the image forming unit 30 is displayed on the display unit 32.
本実施形態では、生体内に投与されるバブルの共振周波数を基準として送信周波数が設定され、バブルの膨張倍率を基準として送信音圧が設定されるため、例えば、バブルから得られる高調波成分を高めると共に実組織から得られる高調波成分を抑制することができ、その結果として、例えば、非常に高いＣＴＲ（Contrast to Tissue Ratio）の超音波画像を得ることができる。 In this embodiment, the transmission frequency is set with reference to the resonance frequency of the bubble administered into the living body, and the transmission sound pressure is set with reference to the expansion ratio of the bubble. As a result, it is possible to suppress the harmonic component obtained from the real tissue, and as a result, for example, an ultrasound image with a very high CTR (Contrast to Tissue Ratio) can be obtained.
そこで、以下において、送信条件等とバブルの挙動との関係について説明する。図２から図６は、超音波造影剤（バブル）の挙動について、バブル膜の振動を数値解析で得るシミュレータを作成して解析した結果を示している。 Therefore, in the following, the relationship between transmission conditions and the like and bubble behavior will be described. FIGS. 2 to 6 show the results of analyzing the behavior of the ultrasonic contrast agent (bubble) by creating a simulator that obtains the vibration of the bubble film by numerical analysis.
図２は、バブルの膜振動のシミュレーション結果を示す図である。図２（Ａ）は、送信周波数（中心周波数）１．５ＭＨｚ、波数６波、音圧３００ｋＰａの超音波振動を半径１．２５μｍのバブルに与えた場合の膜振動であり、図２（Ｂ）は、送信周波数（中心周波数）４．５ＭＨｚ、波数１８波、音圧３００ｋＰａの超音波振動を同バブルに与えた場合の膜振動を示している。図２（Ａ）（Ｂ）は共に、横軸を時間軸として縦軸にバブル半径を示している。なお、バブルに与える超音波エネルギー（音圧×パルス長）を図２（Ａ）と（Ｂ）で等しい条件として解析した。 FIG. 2 is a diagram showing a simulation result of bubble membrane vibration. FIG. 2A shows membrane vibration when ultrasonic vibration having a transmission frequency (center frequency) of 1.5 MHz, a wave number of 6 waves, and a sound pressure of 300 kPa is applied to a bubble having a radius of 1.25 μm. Shows membrane vibration when ultrasonic vibration having a transmission frequency (center frequency) of 4.5 MHz, a wave number of 18 waves, and a sound pressure of 300 kPa is applied to the bubble. 2A and 2B both show the bubble radius on the vertical axis with the horizontal axis as the time axis. The ultrasonic energy (sound pressure × pulse length) given to the bubble was analyzed under the same conditions in FIGS. 2 (A) and 2 (B).
図２（Ａ）に示すように低周波１．５ＭＨｚでは３倍以上にバブルは膨張するが、図２（Ｂ）に示すように高周波数の４．５ＭＨｚでは１．４倍以下の膨張に抑えられている。バブルの条件として、市販造影剤ソナゾイド（登録商標）を想定し、バブルの直径２．５μｍ、バブルの膜厚３ｎｍ、それ以外のバブルのパラメータは、文献“Experimental and Theoretical Evaluation of Microbubble Behavior:IEEE Transaction on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control,Vol 47,No6,Nov 2000”で示された条件を用いた。この条件でのバブルの共振周波数は、ほぼ２．５ＭＨｚである。 As shown in FIG. 2 (A), the bubble expands more than 3 times at a low frequency of 1.5 MHz, but is suppressed to less than 1.4 times expansion at a high frequency of 4.5 MHz as shown in FIG. 2 (B). It has been. As a bubble condition, a commercially available contrast medium Sonazoid (registered trademark) is assumed. on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, Vol 47, No6, Nov 2000 ”. The resonant frequency of the bubble under this condition is approximately 2.5 MHz.
図３は、図２のバブルの膜振動によって発生する超音波信号を周波数解析した結果を示す図である。図３（Ａ）の解析結果は図２（Ａ）の膜振動に対応しており、図３（Ｂ）の解析結果は図２（Ｂ）の膜振動に対応している。 FIG. 3 is a diagram showing the result of frequency analysis of the ultrasonic signal generated by the membrane vibration of the bubble of FIG. The analysis result of FIG. 3 (A) corresponds to the membrane vibration of FIG. 2 (A), and the analysis result of FIG. 3 (B) corresponds to the membrane vibration of FIG. 2 (B).
基本波の信号量は、図３（Ａ）の１．５ＭＨｚと図３（Ｂ）の４．５ＭＨｚでほぼ同じである。これに対し、第３高調波量は、１．５ＭＨｚでは基本波の−２ｄＢ程度で殆ど変わらないが、４．５ＭＨｚでは基本波の−２０ｄＢ以上と大きく減少する。 The signal amount of the fundamental wave is substantially the same at 1.5 MHz in FIG. 3A and 4.5 MHz in FIG. On the other hand, the third harmonic amount hardly changes at about −2 dB of the fundamental wave at 1.5 MHz, but greatly decreases to −20 dB or more of the fundamental wave at 4.5 MHz.
図４は、送信周波数と信号量との対応関係を示す図であり、図４には、音圧３００ｋＰａで異なる周波数で一定信号量（＝音圧×時間）の振動を与えた場合の、バブル振動最大半径と、その時発生する１次（基本波＝送信周波数）、２次、３次の高調波の解析結果のグラフが示されている。 FIG. 4 is a diagram showing a correspondence relationship between the transmission frequency and the signal amount. FIG. 4 shows a bubble in the case of applying a constant signal amount (= sound pressure × time) with different frequencies at a sound pressure of 300 kPa. A graph of the analysis result of the maximum vibration radius and the first-order (fundamental wave = transmission frequency), second-order and third-order harmonics generated at that time is shown.
バブルは、低い周波数で大きく振動し、その結果発生する超音波信号量は、その基本周波数（送信周波数）ではそれほど差は無いが、第２、第３高調波では、低い周波数で送信したほうが、強い信号が得られることとなる。 The bubble vibrates greatly at a low frequency, and the amount of ultrasonic signals generated as a result is not so different at the fundamental frequency (transmission frequency), but it is better to transmit at the lower frequency in the second and third harmonics, A strong signal will be obtained.
図５は、バブルの膨張倍率とバブルから得られる高調波成分の信号量との対応関係を示す図であり、半径１．２５μｍのバブルに周波数１．５、２．５、３．５、４．５ＭＨｚ、音圧１００、２００、３００、４００ｋＰａの条件で加える超音波エネルギーを一定にしてバブルに振動を与えた場合の、バブルの膨張倍率を横軸に、３次高調波信号量を縦軸にしてプロットしたものである。 FIG. 5 is a diagram illustrating a correspondence relationship between the expansion ratio of the bubble and the signal amount of the harmonic component obtained from the bubble. The frequency of 1.5, 2.5, 3.5, 4 When the bubble is vibrated with a constant ultrasonic energy applied under the conditions of 0.5 MHz, sound pressure 100, 200, 300, and 400 kPa, the expansion factor of the bubble is plotted on the horizontal axis and the third harmonic signal amount is plotted on the vertical axis. And plotted.
図５に示すように、バブルの膨張倍率が０．５から１．５の小さな範囲では、３次高調波の信号量が比較的小さく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的大きい。また、バブルの膨張倍率が１．５以上の大きな範囲では、３次高調波の信号量が比較的大きく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的小さい。このように、バブルを１．５倍以上に膨張させることで、強い３次高調波信号が得られることが推察される。また、バブルを２．５倍以上に膨張させても、高調波信号量の増加はほぼ横ばいとなる。 As shown in FIG. 5, when the expansion ratio of the bubble is a small range of 0.5 to 1.5, the signal amount of the third harmonic is relatively small and the change of the signal amount with respect to the change of the expansion ratio is relatively large. Further, in the large range where the expansion ratio of the bubble is 1.5 or more, the signal amount of the third harmonic is relatively large and the change of the signal amount with respect to the change of the expansion ratio is relatively small. Thus, it is guessed that a strong third harmonic signal can be obtained by expanding the bubble by 1.5 times or more. Moreover, even if the bubble is expanded 2.5 times or more, the increase in the harmonic signal amount is almost flat.
以上のことから、バブル（マイクロバブル）を１．５倍から２．０倍程度に膨張させることで、バブルから非常に強い高調波信号を発生させることができる。また、バブルの共振周波数よりも低い周波数の超音波を与えることで、より低音圧の超音波信号でバブルを大きく膨張させることが可能であることが分かる。 From the above, it is possible to generate a very strong harmonic signal from a bubble by expanding the bubble (microbubble) from about 1.5 times to about 2.0 times. It can also be seen that by applying an ultrasonic wave having a frequency lower than the resonance frequency of the bubble, the bubble can be greatly expanded by an ultrasonic signal having a lower sound pressure.
そこで、バブルを高感度に検出する条件を考える。超音波は、ティシュハーモニックで知られるように伝搬中に高調波成分を発生する。その高調波信号量は、ほぼ音圧の二乗に比例する。従って、共振周波数以下の低い周波数の超音波で送信することで、小さい音圧でバブルを１．５倍以上大きく膨張させることが可能となり、バブルからの高調波信号を増加し、組織からの高調波信号を低減することが可能となり、非常に高いＣＴＲ（Contrast to Tissue Ratio）を得ることができる。更に、バブルを１．５倍以上に膨張させることで、バブルからは第３次以上の高調波成分も強くなる。組織伝搬中の高調波信号は、高次になるほど大きく減少するため、バブルを１．５倍以上に膨張させ３次以上の高調波成分を利用して画像化することで、より高いＣＴＲを得ることが可能となる。 Therefore, a condition for detecting bubbles with high sensitivity is considered. Ultrasound generates harmonic components during propagation, as is known in tissue harmonics. The amount of harmonic signal is approximately proportional to the square of the sound pressure. Therefore, by transmitting with ultrasonic waves having a low frequency lower than the resonance frequency, it becomes possible to expand the bubble by 1.5 times or more with a small sound pressure, increasing the harmonic signal from the bubble and increasing the harmonic from the tissue. Wave signals can be reduced, and a very high CTR (Contrast to Tissue Ratio) can be obtained. Furthermore, by expanding the bubble by 1.5 times or more, third-order or higher harmonic components are also strengthened from the bubble. Since harmonic signals during tissue propagation greatly decrease as the order increases, bubbles are expanded 1.5 times or more and imaged using harmonic components of the third or higher order to obtain a higher CTR. It becomes possible.
図６は、腹部用コンベックスプローブを用いて、組織から発生する高調波とバブルからの高調波をシミュレーションした結果を示す図である。組織中の非線形伝搬は、ＫＺＫ方程式を用いて数値解析した。シミュレーションでは、送信周波数１．６ＭＨｚ、深さ９ｃｍで組織中の音圧が２００ｋＰａの条件で、組織伝搬中とバブルからの高次高調波信号を求めた。 FIG. 6 is a diagram showing a result of simulating harmonics generated from a tissue and harmonics from bubbles using an abdominal convex probe. Non-linear propagation in the tissue was numerically analyzed using the KZK equation. In the simulation, high-order harmonic signals from tissue propagation and bubbles were obtained under the conditions of a transmission frequency of 1.6 MHz, a depth of 9 cm, and a sound pressure in the tissue of 200 kPa.
図６（Ａ）は、この時のバブル膜の振動結果である。バブルの半径は、１．２５μｍから２．２μｍに約１．７５倍に膨張している。図６（Ｂ）は、組織およびバブルの高調波信号を比較したものである。組織からの信号は、伝搬中に発生した信号が、バブルと同じ位置で組織中の反射体から反射し信号として解析した。図６（Ｂ）では、組織及びバブルからの基本波信号を０ｄＢとして、それぞれの高調波信号量を相対的に比較した。バブルからの高調波信号の信号量は、第２次、第３次とも基本波信号とほぼ同じである。一方、組織からの高調波信号の信号量は、基本波信号に比べ、第２次高調波では、−３０ｄＢ、第３次高調波では、−５０ｄＢ以下に減少する。 FIG. 6A shows the vibration result of the bubble film at this time. The bubble radius expands about 1.75 times from 1.25 μm to 2.2 μm. FIG. 6B compares the harmonic signals of tissue and bubbles. The signal from the tissue was analyzed by reflecting the signal generated during propagation from the reflector in the tissue at the same position as the bubble. In FIG. 6B, the fundamental wave signals from the tissue and the bubble are set to 0 dB, and the respective harmonic signal amounts are relatively compared. The signal amount of the harmonic signal from the bubble is almost the same as that of the fundamental wave signal in both the second and third orders. On the other hand, the signal amount of the harmonic signal from the tissue decreases to −30 dB for the second harmonic and to −50 dB or less for the third harmonic compared to the fundamental signal.
以上のことから、バブル共振周波数以下の低周波で励振することで、低音圧送信でもバブルを１．５倍以上に膨張することが可能となり、強い高調波信号が発生するともに、組織中の高調波信号を抑制することができることが分かる。その結果、非常に高い検出感度とＣＴＲが達成される。 From the above, by exciting at a low frequency below the bubble resonance frequency, it becomes possible to expand the bubble to 1.5 times or more even with low sound pressure transmission, generating a strong harmonic signal and generating harmonics in the tissue. It can be seen that the wave signal can be suppressed. As a result, very high detection sensitivity and CTR are achieved.
超音波診断装置では、周波数２．５ＭＨｚ〜１２ＭＨｚのプローブが標準的に利用されている。コントラストエコーで高い検出感度を得るためには、バブル共振周波数より低い周波数の送信が可能な、低い周波数のプローブを利用することが適している。例えば、中心周波数３ＭＨｚ、比帯域８０パーセントのプローブであれば、１．４ＭＨｚで送信し、その第３次高調波４．２ＭＨｚを受信することができる。送信周波１．４ＭＨｚは、プローブの帯域のかなり低下した領域での利用となるが、高い音圧を発生する必要がないため、十分に送信可能である。バブルの高調波信号は、第３次以降の高次でも強く発生するが、プローブの帯域から受信感度は得られないため第３次までの利用となる。もちろん、第３次以上の高調波に対応したプローブで第３次以上の高調波を利用してもよい。 In the ultrasonic diagnostic apparatus, a probe having a frequency of 2.5 MHz to 12 MHz is typically used. In order to obtain high detection sensitivity with contrast echo, it is suitable to use a low-frequency probe capable of transmitting a frequency lower than the bubble resonance frequency. For example, if the probe has a center frequency of 3 MHz and a relative bandwidth of 80 percent, it can transmit at 1.4 MHz and receive the third harmonic 4.2 MHz. Although the transmission frequency of 1.4 MHz is used in a region where the bandwidth of the probe is considerably reduced, it is not necessary to generate a high sound pressure, and can be sufficiently transmitted. The harmonic signal of the bubble is strongly generated even at higher orders after the third order. However, since reception sensitivity cannot be obtained from the band of the probe, it is used up to the third order. Of course, third and higher harmonics may be used with a probe corresponding to the third and higher harmonics.
図７は、図１の超音波診断装置による第３次の高調波信号を利用した画像形成処理を説明するためのフローチャートである。まず、生体に対して造影剤を注入後（Ｓ７０１）、生体内でのバブルの集積や取り込みが起こるまでの適当な時間が経過してから（Ｓ７０２）、観測が開始される。 FIG. 7 is a flowchart for explaining an image forming process using a third harmonic signal by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. First, after injecting a contrast medium into a living body (S701), an appropriate time elapses until bubble accumulation or uptake occurs in the living body (S702), and observation is started.
観測が開始されると、第１番目の走査線上（送信ビーム方向）が選択され（Ｓ７０３）、位相が０°に設定された１回目の低音圧パルス信号が送信され（Ｓ７０４）、そのエコー信号である受信信号１が受信される（Ｓ７０５）。さらに、第１番目の走査線上において、１回目の送信信号の位相を１８０°変えた２回目のパルス信号が送信され（Ｓ７０６）、そのエコー信号である受信信号２が受信される（Ｓ７０７）。なお、Ｓ７０４とＳ７０６の送信においては、例えば、中心周波数が１．５ＭＨｚ程度、送信音圧が２００〜３００ｋＰａ程度の超音波パルスが送波される。 When the observation is started, the first scanning line (transmission beam direction) is selected (S703), the first low sound pressure pulse signal whose phase is set to 0 ° is transmitted (S704), and the echo signal is transmitted. The received signal 1 is received (S705). Further, the second pulse signal obtained by changing the phase of the first transmission signal by 180 ° is transmitted on the first scanning line (S706), and the reception signal 2 that is the echo signal is received (S707). In the transmission in S704 and S706, for example, an ultrasonic pulse having a center frequency of about 1.5 MHz and a transmission sound pressure of about 200 to 300 kPa is transmitted.
第３次の高調波信号のみを利用する場合には、２つの受信信号の差分を取ることで（Ｓ７０８）、奇数時の信号が同相で加算されて偶数時の信号がキャンセルされる。なお、第５次以上の奇数次の高調波は、プローブの帯域外のため受信信号に含まれず、受信信号に含まれる第１（基本周波数）と第３次の信号成分がＳ７０８の処理で取り出される。次に、基本周波数は、組織信号にも多く含まれるので、ハイパスフィルタを通過させることで（Ｓ７０９）、第３次高調波成分のみを取り出す。そして、走査線を一つ移動させて（Ｓ７１０）、Ｓ７０４からＳ７０９までの処理を繰り返すことにより、複数の走査線から得られる第３次高調波によりコントラスト画像を構築することができる。 When only the third-order harmonic signal is used, by taking the difference between the two received signals (S708), the odd-numbered signals are added in phase and the even-numbered signals are canceled. The fifth and higher odd harmonics are not included in the received signal because they are out of the band of the probe, and the first (fundamental frequency) and third signal components included in the received signal are extracted in the process of S708. It is. Next, since many fundamental frequencies are also included in the tissue signal, only the third-order harmonic component is extracted by passing the high-pass filter (S709). Then, by moving one scanning line (S710) and repeating the processing from S704 to S709, a contrast image can be constructed from the third harmonics obtained from the plurality of scanning lines.
第３次高調波信号のみを用いて画像化することで、組織からの第３次が非常に小さいため、ＣＴＲの高い画像が得られる。なお、第３次高調波信号のみを用いる装置を構成する場合には、図１における加算処理部２２とバンドパスフィルタ２６を省略してもよい。 By imaging using only the third harmonic signal, since the third order from the tissue is very small, an image with a high CTR can be obtained. In the case of configuring an apparatus that uses only the third harmonic signal, the addition processing unit 22 and the bandpass filter 26 in FIG. 1 may be omitted.
なお、受信信号には、第２次の高調波も多く含まれている。そこで、第２次と第３次を合わせて利用することで、信号強度を増加することが出来る。そのため、エコーの弱い深部からの情報も画像化することが可能となる。また、信号量の帯域も広がるため、解像度の高い画像を得ることが可能となる。 The received signal contains a lot of second-order harmonics. Therefore, the signal intensity can be increased by using the second order and the third order together. Therefore, it is possible to image information from the deep part where the echo is weak. In addition, since the signal amount band is widened, an image with high resolution can be obtained.
図８は、図１の超音波診断装置による第２次と第３次の高調波信号を利用した画像形成処理を説明するためのフローチャートである。なお、図８におけるＳ８０１からＳ８０９までの処理は、図７におけるＳ７０１からＳ７０９までの処理と同じであるため、説明を省略する。 FIG. 8 is a flowchart for explaining an image forming process using the second and third harmonic signals by the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. Note that the processing from S801 to S809 in FIG. 8 is the same as the processing from S701 to S709 in FIG.
図８においては、第３次の高調波に加えて、２つの受信信号を加算することで（Ｓ８１０）、受信信号に含まれる偶数時の信号が同相で加算され、奇数時の信号がキャンセルされる。つまり、基本波と第３次高調波が取り除かれて２次の高調波成分が取り出される。そして、第２次と第３次の高調波信号を加算することで（Ｓ８１１）、広帯域で強い強度の信号を得ることが可能になる。なお、図８においても、走査線を一つ移動させて（Ｓ８１２）、Ｓ８０４からＳ８１１までの処理を繰り返すことで、複数の走査線から得られる第２次と第３次高調波によりコントラスト画像を構築することができる。 In FIG. 8, by adding two received signals in addition to the third harmonic (S810), even signals included in the received signals are added in phase, and odd signals are canceled. The That is, the fundamental wave and the third harmonic are removed, and the second harmonic component is extracted. Then, by adding the second-order and third-order harmonic signals (S811), it becomes possible to obtain a strong signal in a wide band. Also in FIG. 8, by moving one scanning line (S812) and repeating the processing from S804 to S811, a contrast image is obtained by the second and third harmonics obtained from a plurality of scanning lines. Can be built.
多数の反射体が波長に比べて密に、かつランダムに存在する場合、エコーと干渉パターンが現れる。このパターンはスペックルと呼ばれ、アーテイファクトとなる。バブルが多数存在する場合も、同様にスペックルが現れる。これらの干渉パターンは、周波数によって異なるパターンを呈することが知られており、それを低減する方法として、周波数コンパウンド法が知られている。同様に、秋山らはＢモード画像に現れるスペックルノイズを低減する目的で、高次のハーモニックイメージを加算する方法を提案している（山本、小沢、秋山「スペックル軽減のための高次ハーモニックイメージの加算方法について」電子情報通信学会技術研究報告Vol.102,No.411(20021018)pp.19-24参照）。 When many reflectors exist densely and randomly compared to the wavelength, echoes and interference patterns appear. This pattern is called speckle and is an artifact. Speckle appears in the same way when there are many bubbles. These interference patterns are known to exhibit different patterns depending on the frequency, and a frequency compound method is known as a method for reducing the interference pattern. Similarly, Akiyama et al. Have proposed a method of adding higher-order harmonic images for the purpose of reducing speckle noise appearing in B-mode images (Yamamoto, Ozawa, Akiyama “Higher-order harmonics for speckle reduction” About the method of adding images ”, IEICE Technical Report Vol.102, No.411 (20021018) pp.19-24).
図９は、インコヒーレントな重ね合わせによりスペックルを低減させる処理を説明するためのフローチャートである。つまり、図９は、バブルからの第２次と第３次の高調波によるインコヒーレントな重ね合わせによる、コントラストエコーのスペックル低減を目的とした処理のフローを示している。なお、図９におけるＳ９０１からＳ９１０までの処理は、図８におけるＳ８０１からＳ８１０までの処理と同じであるため、説明を省略する。 FIG. 9 is a flowchart for explaining processing for reducing speckles by incoherent superposition. That is, FIG. 9 shows a flow of processing for the purpose of reducing speckles of contrast echo by incoherent superimposition by the second and third harmonics from the bubble. Note that the processing from S901 to S910 in FIG. 9 is the same as the processing from S801 to S810 in FIG.
図９においては、Ｓ９０９の処理によって抽出される第３次高調波成分に対して振幅演算処理が施され（Ｓ９１１）、その結果として、第３次高調波成分のエンベローブが得られる。同様に、Ｓ９１０の処理によって抽出される第２次高調波成分に対して振幅演算処理が施され（Ｓ９１２）、第２次高調波成分のエンベローブが得られる。そして、第３次高調波成分のエンベローブと第２次高調波成分のエンベローブが加算処理されることにより（Ｓ９１３）、周波数コンパウンドが実現される。 In FIG. 9, the amplitude calculation process is performed on the third harmonic component extracted by the process of S909 (S911), and as a result, the envelope of the third harmonic component is obtained. Similarly, an amplitude calculation process is performed on the second harmonic component extracted by the process of S910 (S912), and an envelope of the second harmonic component is obtained. The envelope of the third harmonic component and the envelope of the second harmonic component are added (S913), thereby realizing frequency compound.
なお、図９においても、走査線を一つ移動させて（Ｓ９１４）、Ｓ９０４からＳ９１３までの処理が繰り返されて超音波画像が形成される。 Also in FIG. 9, one scanning line is moved (S914), and the processing from S904 to S913 is repeated to form an ultrasonic image.
図１０は、コヒーレントな重ね合わせによりスペックルを低減させる処理を説明するためのフローチャートである。つまり、図１０は、バブルからの第２次と第３次の高調波によるコヒーレントな重ね合わせによる、コントラストエコーのスペックル低減を目的とした処理のフローを示している。なお、図１０におけるＳ１００１からＳ１０１０までの処理は、図９におけるＳ９０１からＳ９１０までの処理と同じであるため説明を省略する。 FIG. 10 is a flowchart for explaining processing for reducing speckles by coherent superposition. That is, FIG. 10 shows a flow of processing for the purpose of reducing speckles of contrast echoes by coherent superposition by the second and third harmonics from the bubble. Note that the processing from S1001 to S1010 in FIG. 10 is the same as the processing from S901 to S910 in FIG.
図１０においては、Ｓ１００９の処理によって抽出される第３次高調波成分に対して複素解析信号処理が施され（Ｓ１０１１）、その結果として、第３次高調波成分の実数部と虚数部が得られる。同様に、Ｓ１０１０の処理によって抽出される第２次高調波成分に対して複素解析信号処理が施され（Ｓ１０１２）、第２次高調波成分の実数部と虚数部が得られる。 In FIG. 10, complex analysis signal processing is performed on the third harmonic component extracted by the processing of S1009 (S1011), and as a result, a real part and an imaginary part of the third harmonic component are obtained. It is done. Similarly, complex analysis signal processing is performed on the second harmonic component extracted by the processing of S1010 (S1012), and a real part and an imaginary part of the second harmonic component are obtained.
そして、第３次高調波成分の実数部と第２次高調波成分の実数部とが加算され（Ｓ１０１３）、また、第３次高調波成分の虚数部と第２次高調波成分の虚数部とが加算される（Ｓ１０１４）。さらに、加算後の実数部と加算後の虚数部とに基づいて、振幅演算処理が施される（Ｓ１０１５）ことにより、第２次と第３次の高調波によるコヒーレントな重ね合わせが実現される。なお、図１０においても、走査線を一つ移動させて（Ｓ１０１６）、Ｓ１００４からＳ１０１５までの処理が繰り返されて超音波画像が形成される。 Then, the real part of the third harmonic component and the real part of the second harmonic component are added (S1013), and the imaginary part of the third harmonic component and the imaginary part of the second harmonic component are added. Are added (S1014). Further, the amplitude calculation process is performed based on the real part after the addition and the imaginary part after the addition (S1015), thereby realizing coherent superposition by the second and third harmonics. . Also in FIG. 10, one scanning line is moved (S1016), and the processing from S1004 to S1015 is repeated to form an ultrasound image.
以上、本発明の好適な実施形態を説明したが、上述した実施形態は、あらゆる点で単なる例示にすぎず、本発明の範囲を限定するものではない。本発明は、その本質を逸脱しない範囲で各種の変形形態を包含する。 As mentioned above, although preferred embodiment of this invention was described, embodiment mentioned above is only a mere illustration in all the points, and does not limit the scope of the present invention. The present invention includes various modifications without departing from the essence thereof.
１０ 信号発生部、１４ プローブ、１８ 受信信号１メモリ、２０ 受信信号２メモリ、２２ 加算処理部、２４ 差分処理部、３０ 画像形成部。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Signal generation part, 14 Probe, 18 Received signal 1 memory, 20 Received signal 2 memory, 22 Addition processing part, 24 Difference processing part, 30 Image formation part
Claims (6)
前記バブルの共振周波数を基準として設定される送信周波数かつ前記バブルの膨張倍率を基準として設定される送信音圧で超音波を送波するようにプローブを制御する送信制御部と、
プローブにおける超音波の受波により前記診断領域から得られる受信信号を処理することにより受信信号に含まれる高調波成分を抽出する受信処理部と、
抽出された高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成する画像形成部と、
を有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 A probe for transmitting and receiving ultrasound to and from a diagnostic region including a bubble;
A transmission control unit for controlling the probe so as to transmit an ultrasonic wave with a transmission frequency set with reference to the resonance frequency of the bubble and a transmission sound pressure set with reference to the expansion rate of the bubble;
A reception processing unit that extracts a harmonic component included in the reception signal by processing the reception signal obtained from the diagnostic region by reception of ultrasonic waves in the probe;
An image forming unit that forms image data of an ultrasonic image based on the extracted harmonic component;
Having
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記送信制御部は、前記バブルの膨張倍率と前記バブルから得られる高調波成分の信号量との対応関係に基づいて、信号量が比較的小さく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的大きい対応関係を示す膨張倍率が小さな範囲と、信号量が比較的大きく且つ膨張倍率の変化に対する信号量の変化が比較的小さい対応関係を示す膨張倍率が大きな範囲と、からなる二つの範囲のうち、膨張倍率が大きな範囲に収まるように前記送信音圧を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1,
The transmission control unit has a relatively small signal amount based on the correspondence relationship between the expansion ratio of the bubble and the signal amount of the harmonic component obtained from the bubble, and the change in the signal amount with respect to the change in the expansion ratio is relatively small. Of the two ranges consisting of a range in which the expansion ratio indicating a large correspondence is small and a range in which the signal amount is relatively large and a change in the signal amount relative to a change in expansion magnification is relatively small , The transmission sound pressure is set so that the expansion ratio is within a large range,
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記送信制御部は、前記バブルの共振周波数以下となるように前記送信周波数を設定し、前記バブルの膨張倍率が１．５以上となるように前記送信音圧を設定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2,
The transmission control unit sets the transmission frequency so as to be equal to or lower than the resonance frequency of the bubble, and sets the transmission sound pressure so that an expansion ratio of the bubble is 1.5 or more.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記送信制御部は、共に前記送信周波数かつ前記送信音圧に設定されて互いに位相が反転関係にある超音波の組を送波するようにプローブを制御し、
前記受信処理部は、前記超音波の組のうちの一方に対応した第１受信信号と他方に対応した第２受信信号の差分を算出することにより奇数次の高調波成分を抽出し、さらに、周波数フィルタを用いて奇数次の高調波成分から第３次の高調波成分を抽出し、
前記画像形成部は、抽出された第３次の高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成する、
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 3,
The transmission control unit controls the probe so as to transmit a set of ultrasonic waves that are both set to the transmission frequency and the transmission sound pressure and have a phase inversion relationship with each other,
The reception processing unit extracts an odd-order harmonic component by calculating a difference between a first received signal corresponding to one of the ultrasonic sets and a second received signal corresponding to the other, and Extract third-order harmonic components from odd-order harmonic components using a frequency filter,
The image forming unit forms image data of an ultrasonic image based on the extracted third harmonic component;
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記受信処理部は、前記第３次の高調波成分に加えて、前記第１受信信号と第２受信信号を加算することにより第２次の高調波成分を抽出し、
前記画像形成部は、抽出された第２次の高調波成分と第３次の高調波成分に基づいて超音波画像の画像データを形成する、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4,
The reception processing unit extracts a second harmonic component by adding the first reception signal and the second reception signal in addition to the third harmonic component,
The image forming unit forms image data of an ultrasonic image based on the extracted second harmonic component and third harmonic component.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
前記プローブは、前記送信周波数から前記送信周波数の３倍の周波数までを含む周波数帯域を備える、
ことを特徴とする超音波診断装置。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4 or 5,
The probe includes a frequency band including from the transmission frequency to a frequency three times the transmission frequency.
An ultrasonic diagnostic apparatus.
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