JPH09131344A - Ultrasonic image picking-up method, device, ultrasonic probe, and ultrasonic contrast medium - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To efficiently pick up a nonlinear ultrasonic image by utilizing the difference between the signal practically multiplied with the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the second intensity by (k) and the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity. SOLUTION: A transmission/reception section 2 drives an ultrasonic probe 1 with the transmission signal having the prescribed fundamental frequency and extracts the second harmonic component. The ultrasonic wave having the first intensity and the ultrasonic wave having the second intensity which is 1/k times the first intensity are transmitted in turn to an object, and the echoes based on the ultrasonic waves transmitted at each intensity are received. The echo from a nonlinear echo source is extracted without using a filter by utilizing the difference signal between the signal multiplied with the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the second intensity by (k) and the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波撮像方法お
よび装置並びに超音波探接触子および超音波造影剤に関
する。さらに詳しくは、非線形な超音波反射特性を有す
るエコー源についての超音波撮像方法および装置並びに
超音波探接触子および超音波造影剤である。TECHNICAL FIELD The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus, an ultrasonic probe and an ultrasonic contrast agent. More specifically, it relates to an ultrasonic imaging method and apparatus for an echo source having a nonlinear ultrasonic reflection characteristic, an ultrasonic probe, and an ultrasonic contrast agent.

【０００２】[0002]

【従来の技術】近年、超音波に対する微小気泡の共振性
非線形応答を利用した第２高調波イメージング法が検討
されつつある。また、そのための可溶性マイクロバルー
ン(micro balloon) を主成分とする造影剤の開発も行わ
れている。2. Description of the Related Art In recent years, a second harmonic imaging method utilizing the resonant non-linear response of microbubbles to ultrasonic waves has been investigated. In addition, a contrast agent containing soluble microballoons as a main component has been developed.

【０００３】第２高調波イメージング法は、造影剤に含
まれる微小気泡が、その共振性非線形応答により、照射
された超音波の第２高調波を含むエコーを発生すること
を利用するものである。このエコーはドプラ信号の約１
００倍の感度を有する。受信した第２高調波のエコーに
基づいて造影剤注入部位についての画像が形成され、ま
た、造影剤の濃度の経時的変化に基づいて注目組織の機
能が測定される。The second harmonic imaging method utilizes the fact that microbubbles contained in a contrast agent generate an echo containing the second harmonic of the irradiated ultrasonic wave due to its resonant non-linear response. . This echo is about 1 of the Doppler signal
It has a sensitivity of 00 times. An image of the injection site of the contrast agent is formed based on the received echo of the second harmonic, and the function of the tissue of interest is measured based on the temporal change in the concentration of the contrast agent.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】[Problems to be solved by the invention]

（１）超音波撮像装置においては、超音波の集束波面を
送波するので焦点における非線形作用は避けられない現
象であり、焦点近傍および以遠では送波パルス自身がす
でに第２高調波成分を大量に持っている。したがって、
それによって造影剤以外からも第２高調波エコーが発生
し造影剤からのエコーと区別できない。(1) In the ultrasonic imaging apparatus, since the focused wave front of ultrasonic waves is transmitted, a non-linear effect at the focal point is an unavoidable phenomenon, and the transmitted pulse itself already has a large amount of the second harmonic component near and beyond the focal point. I have Therefore,
As a result, second-harmonic echoes are generated from other than the contrast agent and cannot be distinguished from the echo from the contrast agent.

【０００５】このような送波パルスの非線形作用による
妨害を目立たなくするためには、送波レベルを通常の撮
像に用いられるレベルの数分の１以下に落とさなければ
ならないが、観測したい２次効果の大きさは送波レベル
の２乗に比例するので、送波レベルを落とすことはエコ
ー受信に関して２重に不利に作用する。In order to make the interference due to the non-linear effect of the transmitted wave pulse inconspicuous, the transmitted wave level must be reduced to a fraction of the level normally used for imaging, but the secondary level to be observed is desired. Since the magnitude of the effect is proportional to the square of the transmission level, lowering the transmission level has a double disadvantage for echo reception.

【０００６】（２）超音波送波用の送信信号それ自身に
も第２高調波ないし観測系の受信周波数帯域に抵触する
ような周波数成分が含まれている場合があり、そのエコ
ーもまた造影剤のエコーと区別がつかない。(2) The transmission signal itself for ultrasonic wave transmission may itself contain a frequency component that interferes with the second harmonic wave or the reception frequency band of the observation system, and its echo is also imaged. Indistinguishable from the echo of the drug.

【０００７】これを防ぐには、超音波探触子の各振動子
エレメント毎に送信用のリニアアンプ(linear amplifie
r)ないしは厳重なローパスフィルタを用い、送信信号に
そのような周波数成分が含まれないようにする必要があ
る。To prevent this, a linear amplifier for transmission (linear amplifier) is provided for each transducer element of the ultrasonic probe.
It is necessary to use r) or a strict low-pass filter to prevent the transmission signal from containing such frequency components.

【０００８】しかし、電子走査型の超音波探触子におい
ては高性能になるほど多数の振動子エレメントが用いら
れるので、そのような多数の振動子エレメント毎に送信
用のリニアアンプやローパスフィルタを用いることは装
置の簡素化、小形化、低消費電力化に対して大きな障害
となる。However, in an electronic scanning type ultrasonic probe, a higher number of transducer elements are used as the performance becomes higher. Therefore, a transmission linear amplifier or a low-pass filter is used for each of such a large number of transducer elements. This is a major obstacle to the simplification, miniaturization and low power consumption of the device.

【０００９】（３）第２高調波による撮像においては、
基本波を送波して２倍の周波数のエコーを受信するので
あるから、広帯域の超音波探触子が必要である。比帯域
幅の確保を入れると上下の周波数比で１３０％ないし１
５０％もの超広帯域の超音波探触子を必要とする。これ
に対して通常の超音波撮像に用いられる超音波探触子の
比帯域幅は７０％程度であるので、そのまま使用するこ
とはできない。比帯域幅が１００％を越える超音波探触
子を設計することは可能であるが、３〜４層以上の音響
整合層を必要とする等の理由により実現化には多大の困
難を伴う。(3) In imaging with the second harmonic,
Since the fundamental wave is transmitted and the echo of the double frequency is received, a wide band ultrasonic probe is required. 130% to 1 in the upper and lower frequency ratios if the ratio bandwidth is secured.
It requires as much as 50% ultra wideband ultrasonic probe. On the other hand, since the specific bandwidth of the ultrasonic probe used for normal ultrasonic imaging is about 70%, it cannot be used as it is. It is possible to design an ultrasonic probe having a specific bandwidth exceeding 100%, but it is very difficult to realize because of the need for 3 to 4 or more acoustic matching layers.

【００１０】（４）マイクロバルーンの共振周波数f₀は
半径r₀に対し(4) The resonance frequency f _{0 of the} microballoon is relative to the radius r ₀

【００１１】[0011]

【数１】 (Equation 1)

【００１２】という関係がある。マイクロバルーンが第
２高調波を送り返して来るのは、この共振周波数の前後
のあまり広くない周波数帯域である。このため、マイク
ロバルーンの粒径に分布があるとその中の一部しか非線
形エコーの発生に貢献せず効率が悪い。[0012] There is a relationship. It is in the not so wide frequency band around this resonance frequency that the microballoon sends back the second harmonic. For this reason, if the particle diameters of the microballoons are distributed, only a part of the particle diameters contributes to the generation of the nonlinear echo, and the efficiency is poor.

【００１３】（５）マイクロバルーン造影剤を被検体に
注入し、その濃度の経時変化から注目する組織の機能を
計測する場合、所定の時間にわたって継続的に同一部位
を捉え続けなければならない。しかし、体内組織の運動
や被検体の体動等のために注目部位は逃げやすくその追
跡は容易ではない。(5) When a microballoon contrast agent is injected into a subject and the function of the tissue of interest is measured from the change in its concentration over time, the same site must be continuously captured for a predetermined time. However, due to movements of internal tissues and body movements of the subject, the target area easily escapes and tracking is difficult.

【００１４】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、第２高調波による非線形超
音波撮像を効率良く行える超音波撮像方法および装置並
びに超音波探接触子および超音波造影剤を実現すること
である。The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and an object thereof is an ultrasonic imaging method and apparatus, an ultrasonic probe contactor, and an ultrasonic imaging contact which can efficiently perform nonlinear ultrasonic imaging by the second harmonic. It is to realize an ultrasonic contrast agent.

【００１５】[0015]

【課題を解決するための手段】[Means for Solving the Problems]

（１）課題を解決するための第１の発明は、被検体に超
音波を送波しそのエコーの第２高調波成分を利用する超
音波撮像方法において、被検体に第１の強度の超音波と
前記第１の強度の実質的に１／ｋ倍の第２の強度の超音
波とを交互に送波し、前記第１の強度で送波した超音波
に基づくエコーと前記第２の強度で送波した超音波に基
づくエコーとを受信し、前記第２の強度で送波した超音
波に基づくエコー受信信号を実質的にｋ倍した信号と前
記第１の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号
との差の信号を利用することを特徴とする超音波撮像方
法である。(1) A first invention for solving the problem is an ultrasonic imaging method for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing a second harmonic component of an echo thereof, wherein A sound wave and an ultrasonic wave having a second intensity substantially 1 / k times the first intensity are alternately transmitted, and an echo based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity and the second An echo based on the ultrasonic wave transmitted with the intensity, and a signal obtained by substantially multiplying the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted with the second intensity by k and the ultrasonic wave transmitted with the first intensity. It is an ultrasonic imaging method characterized by utilizing a signal of a difference from an echo reception signal based on a sound wave.

【００１６】課題を解決するための第１の発明におい
て、ｋを２とすることが信号処理が容易になる点で好ま
しい。この場合、前記第２の強度での送波を２回行い、
それに基づく２回の受信信号を加算することによって実
質的に２倍することがノイズを低減する点で好ましい。In the first invention for solving the problem, it is preferable to set k to 2 in order to facilitate signal processing. In this case, the transmission with the second intensity is performed twice,
Substantially doubling by adding two received signals based on it is preferable in terms of reducing noise.

【００１７】課題を解決するための第１の発明によれ
ば、超音波の送波を２種類の強度で行い、それらに対応
して得られる２種類のエコー受信信号の差を求めるよう
にしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等
を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実
現できる。According to the first invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted with two kinds of intensities, and a difference between two kinds of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. Therefore, it is possible to realize an ultrasonic imaging method capable of extracting an echo from a non-linear echo source without using a filter or the like.

【００１８】（２）課題を解決するための第２の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像方法において、被検体に第１の
位相の超音波と前記第１の位相とは実質的に１８０°異
なる第２の位相の超音波とを交互に送波し、前記第１の
位相で送波した超音波に基づくエコーと前記第２の位相
で送波した超音波に基づくエコーとを受信し、前記第１
の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号と前記
第２の位相で送波した超音波に基づくエコー受信信号と
の和の信号を利用することを特徴とする超音波撮像方法
である。(2) A second invention for solving the problem is to provide an ultrasonic imaging method in which an ultrasonic wave is transmitted to a subject and the second harmonic component of the echo is used, and the first subject is applied to the subject. An ultrasonic wave having a phase and an ultrasonic wave having a second phase which is substantially 180 ° different from the first phase are alternately transmitted, and an echo based on the ultrasonic wave transmitted at the first phase and the first phase are transmitted. And an echo based on the ultrasonic wave transmitted in the second phase,
The ultrasonic imaging method is characterized in that a signal of a sum of an echo reception signal based on an ultrasonic wave transmitted in the phase 2 and an echo reception signal based on an ultrasonic wave transmitted in the second phase is used.

【００１９】課題を解決するための第２の発明におい
て、前記第１の位相とは実質的に９０°位相が異なる第
３の位相の超音波と実質的に２７０°位相が異なる第４
の位相の超音波とをそれぞれ送波し、前記第１〜４の位
相で送波した超音波に対するエコー受信信号の和の信号
を求めることが非線形エコー源からのドプラ信号を得る
点で好ましい。In a second invention for solving the problem, a fourth phase which is substantially 270 ° different from an ultrasonic wave of a third phase which is substantially 90 ° different in phase from the first phase.
It is preferable from the viewpoint of obtaining the Doppler signal from the non-linear echo source to transmit the ultrasonic wave of each phase and obtain the sum signal of the echo reception signals for the ultrasonic waves transmitted in the first to fourth phases.

【００２０】課題を解決するための第２の発明によれ
ば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応し
て得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにし
たので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用
いないで抽出することができる超音波撮像方法が実現で
きる。According to the second invention for solving the problem, the ultrasonic waves are transmitted in a plurality of phases, and the sum of a plurality of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. An ultrasonic imaging method that can extract an echo from a nonlinear echo source without using a filter or the like can be realized.

【００２１】（３）課題を解決するための第３の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像方法において、基本周波数より
所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本周波数より
前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合成した送信
信号に基づく超音波を被検体に送波することを特徴とす
る超音波撮像方法である。(3) A third invention for solving the problem is an ultrasonic imaging method for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing a second harmonic component of an echo thereof, wherein a predetermined frequency is lower than a fundamental frequency. The ultrasonic imaging method is characterized in that an ultrasonic wave based on a transmission signal obtained by combining a signal of a high frequency and a signal of a frequency lower than the fundamental frequency by the predetermined frequency is transmitted to the subject.

【００２２】課題を解決するための第３の発明によれ
ば、送波超音波の２つの周波数が非線形エコー源におい
てミキシングされるので、基本周波数の２倍の周波数の
エコー信号を得ることができる超音波撮像方法が実現で
きる。According to the third invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitted ultrasonic waves are mixed in the non-linear echo source, an echo signal having a frequency twice the fundamental frequency can be obtained. An ultrasonic imaging method can be realized.

【００２３】（４）課題を解決するための第４の発明
は、被検体に超音波を送波し、前記送波した超音波に基
づくエコーを受信し、前記エコー受信信号をその基本波
の半波長分ずらした信号と前記エコー受信信号との和の
信号を求めることを特徴とする超音波撮像方法である。(4) A fourth invention for solving the problem is to transmit an ultrasonic wave to a subject, receive an echo based on the transmitted ultrasonic wave, and output the echo reception signal of its fundamental wave. In the ultrasonic imaging method, a sum signal of a signal shifted by a half wavelength and the echo reception signal is obtained.

【００２４】課題を解決するための第４の発明によれ
ば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分
を消去し第２高調波成分を抽出することができる超音波
撮像方法が実現できる。According to the fourth invention for solving the problem, an ultrasonic imaging method capable of eliminating the fundamental wave component and extracting the second harmonic component by adding half-wavelength shifts of the fundamental wave is realized. it can.

【００２５】（５）課題を解決するための第５の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像方法において、超音波ビームの
形成に関わる１対の振動子について、前記１対の振動子
から送波された超音波が形成する送波ビームにおいて振
動周波数の第２高調波成分が互いに打ち消し合う位相と
なるように１対の送信信号で駆動するとともに、前記１
対の振動子の受信信号が形成する受波ビームにおいて振
動周波数の第２高調波成分が互いに強め合う位相となる
ように１対の受信信号を加算することを特徴とする超音
波撮像方法である。(5) A fifth invention for solving the problem is to form an ultrasonic beam in an ultrasonic imaging method which transmits an ultrasonic wave to a subject and utilizes the second harmonic component of its echo. For the pair of transducers involved, a pair of transmission signals such that the second harmonic component of the oscillation frequency has a phase that cancels each other in the transmission beam formed by the ultrasonic waves transmitted from the pair of transducers. Driven by the above 1
The ultrasonic imaging method is characterized by adding a pair of reception signals so that the second harmonic components of the vibration frequency have a mutually reinforcing phase in the reception beam formed by the reception signals of the pair of transducers. .

【００２６】課題を解決するための第５の発明によれ
ば、超音波ビームの形成に関わる１対の振動子につい
て、１対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の
１対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビーム
には第２高調波成分が含まれず、また、受波ビームには
第２高調波成分のみが含まれる超音波撮像方法を実現す
ることができる。According to the fifth invention for solving the problem, a pair of transducers involved in the formation of an ultrasonic beam are driven by a pair of transmission signals and a pair of reception signals of the transducers are driven. Since the addition is performed, it is possible to realize an ultrasonic imaging method in which the transmitted beam does not include the second harmonic component and the received beam includes only the second harmonic component.

【００２７】（６）課題を解決するための第６の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像方法において、被検体内を超音
波ビームで３次元的に走査して被検体内の注目点の変位
を求め、前記注目点の変位に基づいて関心領域を追跡す
ることを特徴とする超音波撮像方法である。(6) A sixth invention for solving the problem is to provide an ultrasonic imaging method in which an ultrasonic wave is transmitted to a subject and the second harmonic component of the echo is used to detect the ultrasonic wave inside the subject. The ultrasonic imaging method is characterized in that a displacement of a point of interest in a subject is obtained by three-dimensionally scanning with a beam, and a region of interest is tracked based on the displacement of the point of interest.

【００２８】課題を解決するための第６の発明におい
て、少なくとも１回は被検体内を精密に３次元走査して
この精密な走査に基づく３次元像を求め、以後は被検体
内の前記注目点のみを走査して前記注目点の変位に基づ
いて前記３次元像を変形させることが実時間の３次元像
を得る点で好ましい。In the sixth invention for solving the problem, the inside of the subject is precisely three-dimensionally scanned at least once to obtain a three-dimensional image based on the precise scanning, and thereafter, the attention inside the subject is noted. It is preferable to scan only the points and deform the three-dimensional image based on the displacement of the point of interest in order to obtain a real-time three-dimensional image.

【００２９】課題を解決するための第６の発明によれ
ば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するように
したので、特徴が明確でない関心領域についてその変位
を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことがで
きる超音波撮像方法が実現できる。According to the sixth invention for solving the problem, since the region of interest is tracked based on the displacement of the point of interest, it is possible to track the displacement of the region of interest in which the feature is not clear, and the contrast agent is used. An ultrasonic imaging method capable of accurately performing the used measurement can be realized.

【００３０】（７）課題を解決するための第７の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像装置において、被検体に第１の
強度の超音波と前記第１の強度の実質的に１／ｋ倍の第
２の強度の超音波とを交互に送波する送波手段と、前記
第１の強度で送波した超音波に基づくエコーと前記第２
の強度で送波した超音波に基づくエコーとを受信する受
信手段と、前記第２の強度で送波した超音波に基づくエ
コー受信信号を実質的にｋ倍した信号と前記第１の強度
で送波した超音波に基づくエコー受信信号との差の信号
を求める演算手段とを具備することを特徴とする超音波
撮像装置である。(7) A seventh invention for solving the problem is an ultrasonic imaging apparatus which transmits an ultrasonic wave to a subject and utilizes the second harmonic component of the echo of the ultrasonic wave. A transmitting means for alternately transmitting an ultrasonic wave having a high intensity and an ultrasonic wave having a second intensity which is substantially 1 / k times the first intensity; and an ultrasonic wave transmitted at the first intensity. Based echo and the second
Receiving means for receiving an echo based on the ultrasonic wave transmitted with the intensity of, and a signal obtained by substantially multiplying the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted with the second intensity by k and the first intensity. An ultrasonic imaging apparatus comprising: an arithmetic unit that obtains a signal of a difference from an echo reception signal based on the transmitted ultrasonic wave.

【００３１】課題を解決するための第７の発明におい
て、ｋを２とすることが信号処理が容易になる点で好ま
しい。この場合、前記第２の強度での送波を２回行い、
それに基づく２回の受信信号を加算することによって実
質的に２倍することがノイズを低減する点で好ましい。In the seventh invention for solving the problem, it is preferable to set k to 2 because the signal processing becomes easy. In this case, the transmission with the second intensity is performed twice,
Substantially doubling by adding two received signals based on it is preferable in terms of reducing noise.

【００３２】課題を解決するための第７の発明によれ
ば、超音波の送波を２種類の強度で行い、それらに対応
して得られる２種類のエコー受信信号の差を求めるよう
にしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等
を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実
現できる。According to the seventh invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted with two kinds of intensities, and a difference between two kinds of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. Therefore, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that can extract an echo from a nonlinear echo source without using a filter or the like.

【００３３】（８）課題を解決するための第８の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像装置において、被検体に第１の
位相の超音波と前記第１の位相とは実質的に１８０°異
なる第２の位相の超音波とを交互に送波する送波手段
と、前記第１の位相で送波した超音波に基づくエコーと
前記第２の位相で送波した超音波に基づくエコーとを受
信する受信手段と、前記第１の位相で送波した超音波に
基づくエコー受信信号と前記第２の位相で送波した超音
波に基づくエコー受信信号との和の信号を求める演算手
段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置であ
る。(8) An eighth invention for solving the problem is an ultrasonic imaging apparatus which transmits an ultrasonic wave to a subject and utilizes the second harmonic component of the echo of the ultrasonic wave. Based on the transmitting means for alternately transmitting the ultrasonic wave of the phase and the ultrasonic wave of the second phase which is substantially 180 ° different from the first phase, and the ultrasonic wave transmitted in the first phase. Receiving means for receiving an echo and an echo based on the ultrasonic wave transmitted in the second phase, and an echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted in the first phase and transmitted in the second phase An ultrasonic imaging apparatus comprising: an arithmetic unit that obtains a sum signal of an echo reception signal based on ultrasonic waves.

【００３４】課題を解決するための第８の発明におい
て、前記第１の位相とは実質的に９０°位相が異なる第
３の位相の超音波と実質的に２７０°位相が異なる第４
の位相の超音波とをそれぞれ送波し、前記第１〜４の位
相で送波した超音波の対するエコー受信信号の和の信号
を求めることが非線形エコー源からのドプラ信号を得る
点で好ましい。In an eighth invention for solving the problem, an ultrasonic wave of a third phase which is substantially 90 ° out of phase with the first phase and a fourth phase which is substantially 270 ° out of phase with the ultrasonic wave of the third phase.
It is preferable in terms of obtaining a Doppler signal from a non-linear echo source to transmit the ultrasonic wave of each phase and obtain the sum signal of the echo reception signals of the ultrasonic waves transmitted in the first to fourth phases. .

【００３５】課題を解決するための第８の発明によれ
ば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対応し
て得られる複数のエコー受信信号の和を求めるようにし
たので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等を用
いないで抽出することができる超音波撮像装置が実現で
きる。According to the eighth invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted at a plurality of phases, and the sum of a plurality of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that can extract an echo from a nonlinear echo source without using a filter or the like.

【００３６】（９）課題を解決するための第９の発明
は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波成
分を利用する超音波撮像装置において、基本周波数より
所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本周波数より
前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合成した送信
信号に基づく超音波を被検体に送波する送波手段を具備
することを特徴とする超音波撮像装置である。(9) A ninth aspect of the invention for solving the problem is an ultrasonic imaging apparatus that transmits an ultrasonic wave to a subject and uses the second harmonic component of the echo of the ultrasonic wave. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a transmitting unit configured to transmit an ultrasonic wave to a subject based on a transmission signal obtained by combining a signal having a high frequency and a signal having a frequency lower than the fundamental frequency by a predetermined frequency. is there.

【００３７】課題を解決するための第９の発明によれ
ば、送波超音波の２つの周波数が非線形エコー源におい
てミキシングされるので、基本周波数の２倍の周波数の
エコー信号を得ることができる超音波撮像装置が実現で
きる。According to the ninth invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitted ultrasonic waves are mixed in the non-linear echo source, an echo signal having a frequency twice the fundamental frequency can be obtained. An ultrasonic imaging device can be realized.

【００３８】（１０）課題を解決するための第１０の発
明は、被検体に超音波を送波する送波手段と、前記送波
した超音波に基づくエコーを受信する受信手段と、前記
エコー受信信号をその基本波の半波長分ずらした信号と
前記エコー受信信号との和の信号を求める演算手段とを
具備することを特徴とする超音波撮像装置である。(10) A tenth aspect of the present invention for solving the problem is a transmitting means for transmitting an ultrasonic wave to a subject, a receiving means for receiving an echo based on the transmitted ultrasonic wave, and the echo. An ultrasonic imaging apparatus comprising: an arithmetic means for calculating a sum signal of a signal obtained by shifting a received signal by a half wavelength of its fundamental wave and the echo received signal.

【００３９】課題を解決するための第１０の発明によれ
ば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波成分
を消去し第２高調波成分を抽出することができる超音波
撮像装置が実現できる。According to the tenth invention for solving the problems, an ultrasonic imaging apparatus capable of eliminating the fundamental wave component and extracting the second harmonic component by adding the half-wavelength shifts of the fundamental wave is realized. it can.

【００４０】（１１）課題を解決するための第１１の発
明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波
成分を利用する超音波撮像装置において、超音波ビーム
の形成に関わる１対の振動子について前記１対の振動子
から送波された超音波が形成する送波ビームにおいて振
動周波数の第２高調波成分が互いに打ち消し合う位相と
なるように１対の送信信号で駆動する駆動手段と、前記
１対の振動子の受信信号が形成する受波ビームにおいて
振動周波数の第２高調波成分が互いに強め合う位相とな
るように１対の受信信号を加算する加算手段とを具備す
ることを特徴とする超音波撮像装置である。(11) An eleventh invention for solving the problem is to form an ultrasonic beam in an ultrasonic imaging apparatus which transmits an ultrasonic wave to a subject and utilizes the second harmonic component of its echo. With respect to the pair of transducers involved, the pair of transmission signals are arranged so that the second harmonic components of the oscillation frequency have phases canceling each other in the transmission beam formed by the ultrasonic waves transmitted from the pair of transducers. Drive means for driving, and adder means for adding the pair of received signals so that the second harmonic components of the oscillation frequency are in mutually reinforcing phases in the received beam formed by the received signals of the pair of oscillators. An ultrasonic imaging apparatus comprising:

【００４１】課題を解決するための第１１の発明によれ
ば、超音波ビームの形成に関わる１対の振動子につい
て、１対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子の
１対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビーム
には第２高調波成分が含まれず、また、受波ビームには
第２高調波成分のみが含まれる超音波撮像装置を実現す
ることができる。According to the eleventh aspect of the invention for solving the problem, a pair of transducers involved in forming an ultrasonic beam are driven by a pair of transmission signals and a pair of reception signals of the transducers are driven. Since the addition is performed, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus in which the transmitted beam does not include the second harmonic component and the received beam includes only the second harmonic component.

【００４２】（１２）課題を解決するための第１２の発
明は、被検体に超音波を送波しそのエコーの第２高調波
成分を利用する超音波撮像装置において、被検体内を超
音波ビームで３次元的に走査する走査手段と、エコー受
信信号から被検体内の注目点の変位を求める変位算出手
段と、前記注目点の変位に基づいて関心領域を追跡する
追跡手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装置
である。(12) A twelfth invention for solving the problem is an ultrasonic imaging apparatus for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing the second harmonic component of the echo, wherein the ultrasonic wave is transmitted through the subject. A scanning means for three-dimensionally scanning with a beam, a displacement calculation means for obtaining a displacement of a target point in the subject from an echo reception signal, and a tracking means for tracking a region of interest based on the displacement of the target point. It is an ultrasonic imaging apparatus characterized by the above.

【００４３】課題を解決するための第１２の発明におい
て、少なくとも１回は被検体内を精密に３次元走査して
この精密な走査に基づく３次元像を求め、以後は被検体
内の前記注目点のみを走査して前記注目点の変位に基づ
いて前記３次元像を変形させることが実時間の３次元像
を得る点で好ましい。In a twelfth aspect of the invention for solving the problem, at least one time, the inside of the subject is precisely three-dimensionally scanned to obtain a three-dimensional image based on this precise scanning. It is preferable to scan only the points and deform the three-dimensional image based on the displacement of the point of interest in order to obtain a real-time three-dimensional image.

【００４４】課題を解決するための第１２の発明によれ
ば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するように
したので、特徴が明確でない関心領域についてその変位
を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うことがで
きる超音波撮像装置が実現できる。According to the twelfth invention for solving the problem, since the region of interest is traced based on the displacement of the point of interest, it is possible to trace the displacement of the region of interest in which the feature is not clear, and the contrast agent is used. It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus capable of accurately performing the measurement used.

【００４５】（１３）課題を解決するための第１３の発
明は、第１の周波数を含む周波数帯域を有する第１の振
動子と、前記第１の周波数の２倍の周波数を含む周波数
帯域を有する第２の振動子とを具備することを特徴とす
る超音波探接触子である。(13) A thirteenth invention for solving the problem is to provide a first oscillator having a frequency band including a first frequency and a frequency band including a frequency twice the first frequency. An ultrasonic probe contact, comprising: a second vibrator having the same.

【００４６】課題を解決するための第１１の発明におい
て、前記第１の振動子と前記第２の振動子が互い違いに
配列されることが振動子アレイを均一化する点で好まし
い。また、課題を解決するための第１３の発明におい
て、振動子アレイが前記第１の振動子が連なったアレイ
と前記第２の振動子が連なったアレイによって構成され
ることが製作が容易になる点で好ましい。In the eleventh invention for solving the problem, it is preferable that the first vibrator and the second vibrator are arranged in a staggered manner in order to make the vibrator array uniform. In addition, in the thirteenth invention for solving the problem, it is easy to manufacture that the transducer array is composed of an array in which the first transducers are connected and an array in which the second transducers are connected. It is preferable in terms.

【００４７】課題を解決するための第１３の発明によれ
ば、第１の振動子と第２の振動子を備えることにより、
ｆ₀ と２ｆ_o の２つの周波数を有する超音波探接触子を
実現することができる。According to the thirteenth invention for solving the problem, by providing the first vibrator and the second vibrator,
An ultrasonic probe contact having two frequencies of f ₀ and 2f _o can be realized.

【００４８】（１４）課題を解決するための第１４の発
明は、可溶性のマイクロバルーンの粒径分布が実質的に
１：２以内であることを特徴とする超音波造影剤であ
る。課題を解決するための第１４の発明によれば、マイ
クロバルーンの粒径分布を１：２としたので励起超音波
に対して効率よく非線形エコーを発生する超音波造影剤
を実現することができる。(14) A fourteenth invention for solving the problem is an ultrasonic contrast agent characterized in that the particle size distribution of soluble microballoons is substantially within 1: 2. According to the fourteenth invention for solving the problem, since the particle diameter distribution of the microballoons is set to 1: 2, it is possible to realize an ultrasonic contrast agent that efficiently generates a nonlinear echo with respect to excitation ultrasonic waves. .

【００４９】[0049]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。 （１）全体構成 図１に超音波診断装置のブロック図を示す。本装置は本
発明の実施の一形態である。なお、本装置の構成によっ
て本発明の装置に関する実施の一形態が示される。ま
た、本装置の動作によって本発明の方法に関する実施の
一形態が示される。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. (1) Overall Configuration FIG. 1 shows a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus. This device is an embodiment of the present invention. It should be noted that the configuration of the present apparatus shows an embodiment relating to the apparatus of the present invention. Also, the operation of the apparatus shows an embodiment relating to the method of the present invention.

【００５０】図１において、超音波プローブ１は図示し
ない被検体に超音波ビームを送波するとともに被検体か
らのエコーを受波するものである。超音波プローブ１は
本発明における超音波探触子の実施の形態の一例であ
る。被検体には可溶性マイクロバルーンを主体とする造
影剤が注入され、この造影剤に基づいて超音波撮像が行
われる。なお、造影剤については後に改めて説明する。In FIG. 1, an ultrasonic probe 1 transmits an ultrasonic beam to a subject (not shown) and receives an echo from the subject. The ultrasonic probe 1 is an example of an embodiment of the ultrasonic probe according to the present invention. A contrast agent mainly composed of soluble microballoons is injected into the subject, and ultrasonic imaging is performed based on this contrast agent. The contrast agent will be described later.

【００５１】超音波プローブ１は周波数帯域が異なる２
種類の振動子エレメントを有している。一方の振動子エ
レメントの周波数帯域にはマイクロバルーンの共振周波
数が含まれ、他方の振動子エレメントの周波数帯域には
その２倍の周波数が含まれる。超音波プローブ１につい
ては後に改めて説明する。The ultrasonic probe 1 has different frequency bands 2
It has transducer elements of different types. The frequency band of one transducer element includes the resonance frequency of the microballoon, and the frequency band of the other transducer element includes twice the frequency. The ultrasonic probe 1 will be described later again.

【００５２】送受信部２は超音波プローブ１を駆動して
超音波ビームを送波させるとともに超音波プローブ１の
エコー受波信号を受信するものである。被検体内は超音
波ビームが形成する音線によって走査される。送受信部
２は所定の基本周波数の送信信号で超音波プローブ１を
駆動するとともに受信信号からその第２高調波成分を抽
出する構成になっている。送受信部２は本発明における
送波手段、受信手段および走査手段の実施の形態の一例
である。送受信部２については後に改めて説明する。The transmitting / receiving section 2 drives the ultrasonic probe 1 to transmit an ultrasonic beam and receives an echo reception signal of the ultrasonic probe 1. The inside of the subject is scanned by the acoustic rays formed by the ultrasonic beam. The transmission / reception unit 2 is configured to drive the ultrasonic probe 1 with a transmission signal having a predetermined fundamental frequency and extract the second harmonic component thereof from the reception signal. The transmitting / receiving section 2 is an example of an embodiment of the wave transmitting means, the receiving means and the scanning means in the present invention. The transmitter / receiver 2 will be described later.

【００５３】送受信部２が受信したエコー信号は、Ｂモ
ード処理部３で処理されＢモード画像データが作成され
る。Ｂモード処理部３は動作切り換えによりＭモード画
像データを作成することもできる。The echo signal received by the transmission / reception unit 2 is processed by the B-mode processing unit 3 to produce B-mode image data. The B-mode processing unit 3 can also create M-mode image data by switching the operation.

【００５４】また、送受信部２が受信したエコー信号
は、ドプラ処理部４で処理されドプラスペクトラムデー
タが作成される。ドプラ処理にはパルスドプラモードと
ＣＷ(continuous wave) ドプラモードとがある。The echo signal received by the transmitting / receiving section 2 is processed by the Doppler processing section 4 to create Doppler spectrum data. The Doppler processing includes a pulse Doppler mode and a CW (continuous wave) Doppler mode.

【００５５】また、送受信部２が受信したエコー信号
は、カラードプラ処理部５で処理されカラードプラ画像
データが作成される。カラードプラ画像はＣＦＭ(color
flowmapping)画像とも呼ばれる。The echo signal received by the transmitting / receiving section 2 is processed by the color Doppler processing section 5 to produce color Doppler image data. Color Doppler image is CFM (color
Also called flow mapping image.

【００５６】ディジタル・スキャン・コンバータ部６は
Ｂモード画像データ、ドプラスペクトラムデータおよび
カラードプラ画像データについて走査変換した映像信号
を表示部７と録画部８に入力するものである。The digital scan converter section 6 inputs a video signal obtained by scan conversion of B-mode image data, Doppler spectrum data and color Doppler image data to the display section 7 and the recording section 8.

【００５７】表示部７は映像入力信号に基づいて画像を
表示するものである。録画部８は映像入力信号を録画す
るものである。録画部８としては例えばビデオテープレ
コーダ(video taperecorder)が用いられる。The display section 7 displays an image based on a video input signal. The recording unit 8 records a video input signal. As the recording unit 8, for example, a video tape recorder is used.

【００５８】データ処理部９は以上の各部と信号の授受
を行いかつデータ処理を行って各部の動作を制御する。
データ処理部９は、また、造影剤画像の濃度の経時変化
に基づいて組織機能の計測をも行う。その際、注目する
部位が体動等により変位する場合でもそれを自動的に追
跡するようになっている。データ処理部９は本発明にお
ける変位検出手段および追跡手段の実施の形態の一例で
ある。このような変位検出および追跡については後に改
めて説明する。The data processing unit 9 sends and receives signals to and from each of the above units and performs data processing to control the operation of each unit.
The data processing unit 9 also measures the tissue function based on the temporal change in the concentration of the contrast agent image. At that time, even if the region of interest is displaced due to body movement or the like, it is automatically tracked. The data processing unit 9 is an example of an embodiment of the displacement detecting means and the tracking means in the present invention. Such displacement detection and tracking will be described later again.

【００５９】データ処理部９はコンピュータとデータ処
理プログラムによって構成される。データ処理部９はま
た記憶部１０に対してデータの読出および書込を行う。
記憶部１０には後述の３次元画像データが記憶される。
操作部１１は操作者によって操作されデータ処理部９に
入力信号や指令信号を与えるものである。The data processing unit 9 is composed of a computer and a data processing program. The data processing unit 9 also reads and writes data from the storage unit 10.
The storage unit 10 stores three-dimensional image data described later.
The operation unit 11 is operated by an operator and supplies an input signal and a command signal to the data processing unit 9.

【００６０】（２）造影剤 一般的な造影剤としての基本波での反射強度はマイクロ
バルーンの径が大きいほど大きい。そこで、末梢血行系
で塞栓が起きる限界寸法の数μｍ近辺を粒径の分布中心
とされる。この場合、超音波の最適照射周波数は２〜１
ＭＨｚないしそれ以下になり、そのエコーに含まれる第
２高調波の周波数は通常の超音波撮像における観測系の
周波数帯域に入る。したがって、観測系としては通常の
超音波撮像における観測系を利用し、送波を通常の超音
波撮像の半分の周波数で行うのが良いことになる。(2) Contrast Agent The reflection intensity at the fundamental wave as a general contrast agent increases as the diameter of the microballoon increases. Therefore, the particle size distribution center is set to around several μm, which is the critical dimension at which embolism occurs in the peripheral blood system. In this case, the optimum irradiation frequency of ultrasonic waves is 2 to 1
The frequency of the second harmonic contained in the echo is in the frequency band of the observation system in normal ultrasonic imaging. Therefore, it is preferable to use an observation system for normal ultrasonic imaging as the observation system and to perform transmission at half the frequency of normal ultrasonic imaging.

【００６１】マイクロバルーンの粒径に分布があるとそ
の中の一部しか非線形エコーの発生に貢献せず効率が悪
いので、粒径分布が狭い（分布曲線が鋭い）マイクロバ
ルーンを用いることにする。粒径の分布は、径の最小値
と最大値の比が１：２以内であることが非線形エコーの
発生効率を高める点で好ましい。また、粒径分布を狭く
すると非線形エコーの周波数分布が狭くなり、フィルタ
で分離するのに極めて好都合になる。If the particle size of the microballoon is distributed, only a part of the particle size contributes to the generation of the non-linear echo and the efficiency is low. Therefore, the microballoon having a narrow particle size distribution (sharp distribution curve) is used. . Regarding the distribution of particle diameters, it is preferable that the ratio of the minimum value to the maximum value of the diameter is within 1: 2 from the viewpoint of increasing the generation efficiency of the nonlinear echo. Further, if the particle size distribution is narrowed, the frequency distribution of the non-linear echo becomes narrowed, which is extremely convenient for separation by a filter.

【００６２】（３）超音波プローブ 図２に、超音波プローブ１の実施の形態の一例を断面図
によって示す。図２において、振動子アレイ１０１がバ
ッキング材１０２上に設けられている。なお、音響整合
層等については図示を省略する。振動子アレイ１０１は
２種類の振動子エレメントａとｂを互い違いに配置する
ことによって構成される。(3) Ultrasonic Probe FIG. 2 is a sectional view showing an example of an embodiment of the ultrasonic probe 1. In FIG. 2, the transducer array 101 is provided on the backing material 102. Illustration of the acoustic matching layer and the like is omitted. The vibrator array 101 is configured by arranging two kinds of vibrator elements a and b alternately.

【００６３】なお、振動子エレメントａ，ｂは互い違い
にせずに、図３に示すように、振動子エレメントａのみ
によるアレイと振動子エレメントｂのみによるアレイを
１列に並べるようにしても良い。It should be noted that the transducer elements a and b may not be staggered, and as shown in FIG. 3, an array of only the transducer elements a and an array of only the transducer elements b may be arranged in one row.

【００６４】図２の構成は２種類の振動子エレメントが
アレイの全長にわたって均一に分布する点で好ましい。
図３の構成はアレイの製作が容易な点で好ましい。振動
子エレメントａおよび振動子エレメントｂはそれぞれ例
えば６４チャンネル分ずつ設けられる。１チャンネルは
１つの振動子エレメントで構成しても良く、また、複数
の振動子エレメントで構成しても良い。The configuration of FIG. 2 is preferable in that the two types of transducer elements are uniformly distributed over the entire length of the array.
The configuration of FIG. 3 is preferable because the array can be easily manufactured. The vibrator element a and the vibrator element b are provided for 64 channels each, for example. One channel may be composed of one vibrator element, or may be composed of a plurality of vibrator elements.

【００６５】振動子エレメントａおよびｂはそれぞれ異
なった周波数帯域を有する。それらの周波数帯域の例を
図４に示す。図４において、Ｂａが振動子エレメントａ
の周波数帯域、Ｂｂが振動子エレメントｂの周波数帯域
である。The transducer elements a and b have different frequency bands. An example of those frequency bands is shown in FIG. In FIG. 4, Ba is the transducer element a
, And Bb is the frequency band of the transducer element b.

【００６６】周波数帯域Ｂａの下限付近がマイクロバル
ーンの共振周波数ｆ₀（例えば２ＭＨｚ）に相当するよ
うになっている。周波数帯域Ｂｂの上限付近が第２高調
波の周波数２ｆ₀ （例えば４ＭＨｚ）に相当するように
なっている。The vicinity of the lower limit of the frequency band Ba corresponds to the resonance frequency f ₀ (for example, 2 MHz) of the microballoon. The vicinity of the upper limit of the frequency band Bb corresponds to the frequency 2f ₀ (for example, 4 MHz) of the second harmonic.

【００６７】帯域ＢａおよびＢｂはいずれも比帯域幅が
例えば７０％となっている。これによって、帯域Ｂａの
高域部分と帯域Ｂｂの低域部分が重複し共通帯域Ｂｃが
形成される。Each of the bands Ba and Bb has a specific bandwidth of, for example, 70%. As a result, the high band part of the band Ba and the low band part of the band Bb overlap to form the common band Bc.

【００６８】超音波の送波は振動子エレメントａが形成
する６４チャンネルのアレイにより帯域Ｂａで行われ、
受波は振動子エレメントｂが形成する６４チャンネルの
アレイにより帯域Ｂｂで行われる。これによって、周波
数ｆ₀ によってマイクロバルーンの励振が行われ、マイ
クロバルーンの共振による第２高調波２ｆ₀ のエコーが
受波される。Transmission of ultrasonic waves is performed in the band Ba by a 64-channel array formed by the transducer element a,
The reception is performed in the band Bb by the 64-channel array formed by the transducer element b. As a result, the microballoon is excited by the frequency f ₀ , and the echo of the second harmonic wave 2f ₀ due to the resonance of the microballoon is received.

【００６９】すなわち、単一の超音波プローブによりマ
イクロバルーン励振周波数とその第２高調波をともに取
り扱うことができる。なお、送波および受波に際して送
受信部２により超音波のビームフォーミングが行われる
のはいうまでもない。エコー受信信号は動作モードに応
じて、Ｂモード画像、ドプラスペクトラム画像、ＣＦＭ
画像等の形成に利用される。That is, both the microballoon excitation frequency and its second harmonic can be handled by a single ultrasonic probe. Needless to say, the ultrasonic wave beamforming is performed by the transmitting / receiving unit 2 when transmitting and receiving waves. The echo reception signal is a B-mode image, a Doppler spectrum image, a CFM depending on the operation mode.
Used for forming images.

【００７０】なお、マイクロバルーンを用いない通常の
撮像を行う時は、振動子エレメントａのアレイのみによ
る送受波、振動子エレメントｂのアレイのみによる送受
波、および振動子エレメントａのアレイと振動子エレメ
ントｂのアレイとを同時に使用した送受波を行うことが
できる。When performing normal imaging without using a microballoon, transmission / reception by only the array of transducer elements a, transmission / reception by only the array of transducer elements b, and the array of transducer elements a and the transducers are performed. Transmission and reception can be performed using the array of elements b at the same time.

【００７１】振動子エレメントａのアレイのみによる送
受波を行う場合は、周波数帯域がＢａの６４チャンネル
のプローブとして使用することができる。振動子エレメ
ントｂのアレイのみによる送受波を行う場合は、周波数
帯域がＢｂの６４チャンネルのプローブとして使用する
ことができる。振動子エレメントａのアレイと振動子エ
レメントｂのアレイとを同時に使用した場合は、周波数
帯域がＢｃの１２８チャンネルのプローブとして使用す
ることができる。In the case of performing transmission / reception with only the array of transducer elements a, it can be used as a probe of 64 channels having a frequency band of Ba. In the case of performing transmission / reception with only the array of transducer elements b, it can be used as a probe of 64 channels with a frequency band of Bb. When the array of transducer elements a and the array of transducer elements b are used at the same time, they can be used as probes of 128 channels with a frequency band of Bc.

【００７２】超音波プローブ１の実施の他の形態を図５
および図６に示す。図５は平面図、図６はＡ−Ａ断面図
である。図５および図６において、円板状の振動子アレ
イ１０３がバッキング材１０４の上に設けられる。振動
子アレイ１０３は２種類の振動子エレメントａおよびｂ
によって構成される。Another embodiment of the ultrasonic probe 1 is shown in FIG.
And shown in FIG. FIG. 5 is a plan view and FIG. 6 is a sectional view taken along line AA. In FIGS. 5 and 6, a disk-shaped transducer array 103 is provided on the backing material 104. The transducer array 103 includes two types of transducer elements a and b.
Composed of

【００７３】振動子エレメントａと振動子エレメントｂ
は扇形の振動板として形成され、バッキング材１０４の
上に互い違いに配置されて全体として円板状のアレイを
構成している。円板状のアレイを凹面形にするのが超音
波ビームを集束させる点で好ましい。Transducer element a and transducer element b
Are formed as fan-shaped vibrating plates, and are alternately arranged on the backing material 104 to form a disc-shaped array as a whole. It is preferable to make the disk-shaped array concave so as to focus the ultrasonic beam.

【００７４】振動子エレメントは例えば全体として偶数
個（２，４，６，８，…）用いられ、振動子エレメント
ａとｂに半数ずつに割り当てられる。その場合、各エレ
メントを同一の形状にすると、それぞれの円板材料から
切り取った振動子エレメントを全部無駄なく用いて２組
のプローブを作ることができ、材料の利用率が高くな
る。For example, an even number (2, 4, 6, 8, ...) Of vibrator elements are used as a whole, and half the vibrator elements are assigned to the vibrator elements a and b. In this case, if each element has the same shape, two sets of probes can be made by using all the transducer elements cut out from each disc material without waste, and the material utilization rate becomes high.

【００７５】振動子エレメント配列の他の形態を図７〜
図９に示す。図７に示す配列は、ストライプ状の振動子
エレメントａ，ｂを交互に配列したものである。この配
列は振動子エレメントの密度を高める点で好ましい。図
８に示す配列は、賽の目状の振動子エレメントａ，ｂを
モザイク状（市松模様）に配列したものである。この配
列は振動子エレメントの密度をさらに高める点で好まし
い。Another form of the transducer element array is shown in FIGS.
As shown in FIG. In the arrangement shown in FIG. 7, stripe-shaped transducer elements a and b are arranged alternately. This arrangement is preferable because it increases the density of the transducer elements. The array shown in FIG. 8 is an array of the transducer elements a and b in the shape of a dice, arranged in a mosaic pattern (checkered pattern). This arrangement is preferable because it further increases the density of the transducer elements.

【００７６】図９に示す配列は、円環状の振動子エレメ
ントａの内側に円板状の振動子エレメントｂを同心的に
配置したものである。なお、両者の関係を入れ換えて振
動子エレメントｂを円環状とし振動子エレメントａを円
板状としても良い。この配列は構成が単純な点で好まし
い。In the arrangement shown in FIG. 9, the disk-shaped vibrator elements b are concentrically arranged inside the annular vibrator element a. The relationship between the two may be exchanged, and the vibrator element b may have an annular shape and the vibrator element a may have a disk shape. This arrangement is preferable because of its simple structure.

【００７７】振動子エレメントａは振動周波数ｆ₀ を有
するものであり、振動子エレメントｂは振動周波数２ｆ
₀ を有するものである。マイクロバルーン造影剤を用い
る場合、超音波の送波は振動子エレメントａによって行
われ、受波は振動子エレメントｂによって行われる。マ
イクロバルーン造影剤を用いない場合は、振動子エレメ
ントａまたはｂの何れか一方または両方を用いた送受波
を行うことができる。The vibrator element a has a vibration frequency f ₀ , and the vibrator element b has a vibration frequency 2f.
_{It has 0} . When a microballoon contrast agent is used, the ultrasonic wave is transmitted by the transducer element a and the ultrasonic wave is received by the transducer element b. When the microballoon contrast agent is not used, transmission / reception can be performed using either or both of the transducer elements a and b.

【００７８】図５〜９に示す超音波プローブはＣＷドプ
ラ用のプローブとして用いるのに好適である。勿論それ
に限定されるものではなく、メカニカル・セクタスキャ
ン用のプローブまたはコンパウンドスキャン用のプロー
ブとして用いるようにしても良い。The ultrasonic probe shown in FIGS. 5 to 9 is suitable for use as a probe for CW Doppler. Of course, the invention is not limited to this, and it may be used as a probe for mechanical / sector scan or a probe for compound scan.

【００７９】（４）送受信部 図１０に、送受信部２の実施の形態の一例のブロック図
を１チャンネル分について示す。同様な構成が各チャン
ネル毎に設けられる。図１０において、送信信号発生器
２０１から発生する送信信号は、送信器２０２で増幅さ
れ、フィルタ２０３でフィルタリングされ、送受切換ス
イッチ２０４を通じて振動子エレメント１００に与えら
れ、超音波として送波されるようになっている。なお、
送波に当たっては、図示しないビームフォーマによって
送波ビームのステアリングないしフォーカシング等が行
われる。(4) Transmission / Reception Unit FIG. 10 shows a block diagram of an example of the embodiment of the transmission / reception unit 2 for one channel. A similar configuration is provided for each channel. In FIG. 10, the transmission signal generated from the transmission signal generator 201 is amplified by the transmitter 202, filtered by the filter 203, given to the transducer element 100 through the transmission / reception changeover switch 204, and transmitted as an ultrasonic wave. It has become. In addition,
In transmitting the wave, steering or focusing of the transmitted beam is performed by a beam former (not shown).

【００８０】振動子エレメント１００が受波したエコー
信号は、送受切換スイッチ２０４を通じて受信器２０５
に入力され、受信器２０５で増幅され、フィルタ２０６
でフィルタリングされ、Ａ／Ｄ変換器２０７でアナログ
／ディジタル変換されてメモリ２０８に記憶される。な
お、受信に当たっては、図示しないビームフォーマによ
って受波ビームのステアリングないしフォーカシング等
が行われる。The echo signal received by the transducer element 100 is passed through the transmission / reception changeover switch 204 to the receiver 205.
Input to the receiver 206, amplified by the receiver 205, and filtered by the filter 206.
Are filtered by the A / D converter 207 and are analog / digital converted by the A / D converter 207 and stored in the memory 208. Upon reception, steering or focusing of the received beam is performed by a beam former (not shown).

【００８１】送信信号発生器２０１から発生する送信信
号の周波数、振幅、位相、継続時間等はコントローラ２
０９によって制御されるようになっている。送受切換ス
イッチ２０４の切換やＡ／Ｄ変換器２０７の動作タイミ
ングもコントローラ２０９によって制御される。The frequency, amplitude, phase, duration, etc. of the transmission signal generated from the transmission signal generator 201 are determined by the controller 2
It is controlled by 09. The controller 209 also controls the switching of the transmission / reception switch 204 and the operation timing of the A / D converter 207.

【００８２】コントローラ２０９は例えばＭＰＵ(micro
processor unit)によって構成される。コントローラ２
０９は、また、メモリ２０８に記憶されたデータについ
て後述するような演算を行う。コントローラ２０９は本
発明における演算手段の実施の形態の一例である。The controller 209 is, for example, an MPU (micro
processor unit). Controller 2
09 also performs a calculation as will be described later on the data stored in the memory 208. The controller 209 is an example of an embodiment of the calculating means in the present invention.

【００８３】送信信号発生器２０１の出力振幅の切換に
より、同一音線につき１００％振幅の送波と５０％振幅
の送波が交互に繰り返され、それらの送波に対応する２
種類の受信信号がメモリ２０８に記憶される。By switching the output amplitude of the transmission signal generator 201, the transmission of 100% amplitude and the transmission of 50% amplitude are alternately repeated for the same sound ray, and 2 corresponding to these transmissions.
The received signal of the type is stored in the memory 208.

【００８４】送波振幅の切換は、音線毎に逐一行っても
良く、また、超音波走査のフレーム毎に行うようにして
も良い。音線毎に逐一行うのは２種類の送波の時間差が
少ない点で好ましい。フレーム毎に行うのは振幅の切換
頻度を落とせる点で好ましい。The switching of the transmission amplitude may be performed for each sound ray, or may be performed for each ultrasonic scanning frame. It is preferable to perform each sound ray one by one because the time difference between the two types of transmission is small. It is preferable to perform each frame because the frequency of amplitude switching can be reduced.

【００８５】コントローラ２０９は、同一音線の受信信
号毎に、５０％送波による受信信号を２倍して１００％
送波による受信信号との差を求め１回分の受信信号とす
る。被検体内のエコー源が全て線形の反射源であると
き、すなわち送波振幅に比例したエコーを返すものであ
るときは、１００％送波による受信信号と５０％送波に
よる受信信号を２倍したものとは全ての周波数成分が同
じ値になる。したがって、両者の差を求めることによ
り、送波の基本波成分はもとより送波にもともと含まれ
ている高調波成分も相殺されて消える。The controller 209 doubles the received signal of 50% transmission for each received signal of the same sound ray to obtain 100%.
The difference from the received signal due to the wave transmission is calculated and used as the received signal for one time. When the echo sources in the subject are all linear reflection sources, that is, when returning an echo proportional to the amplitude of the transmitted wave, the received signal by 100% transmission and the received signal by 50% transmission are doubled. All the frequency components have the same value as the one that was done. Therefore, by obtaining the difference between the two, not only the fundamental wave component of the transmitted wave but also the harmonic component originally included in the transmitted wave are canceled and disappear.

【００８６】これに対して、被検体内にマイクロバルー
ン造影剤があるときはそのエコーの中の非線形成分は送
波振幅の２乗に比例するので、１００％送波による受信
信号と５０％送波による受信信号を２倍したものとの間
には相違が生じる。したがって両者の差を求めることに
よりこのような非線形エコー源からのエコーを得ること
ができる。On the other hand, when the microballoon contrast agent is present in the subject, the non-linear component in the echo is proportional to the square of the amplitude of the transmitted wave. There is a difference between the received signal due to the wave and the doubled signal. Therefore, an echo from such a non-linear echo source can be obtained by obtaining the difference between the two.

【００８７】すなわち、第２高調波を取り出すためのフ
ィルタ等を特に用いなくても非線形エコー源からのエコ
ーだけを得ることができる。さらに、第２高調波を取り
出すためのフィルタを用いたとしてもそれを通過してし
まう、送信系および受信系にもともと含まれる非線形成
分も取り除くことができる。That is, only the echo from the nonlinear echo source can be obtained without using a filter or the like for extracting the second harmonic. Furthermore, even if a filter for extracting the second harmonic is used, it is possible to remove a non-linear component originally included in the transmitting system and the receiving system that passes through the filter.

【００８８】したがって、送信器２０２および受信器２
０５として特別にリニアリティの良いものを用いる必要
はなく、通常の超音波撮影に用いられるものをそのまま
用いて良い。また、フィルタ２０３および２０６も通常
の超音波撮影に用いられるものをそのまま用いて良く、
それぞれ厳格なローパスフィルタおよび第２高調波フィ
ルタである必要はない。すなわち、第２高調波による超
音波撮影のために特別な送受信機構を必要としない。Therefore, the transmitter 202 and the receiver 2
As 05, it is not necessary to use one having particularly good linearity, and one used for normal ultrasonic imaging may be used as it is. Further, as the filters 203 and 206, those used for normal ultrasonic imaging may be used as they are,
It need not be a strict low pass filter and a second harmonic filter respectively. That is, no special transmission / reception mechanism is required for ultrasonic imaging with the second harmonic.

【００８９】なお、送波の振幅は１００％と５０％に限
らず、所定のレベルとその１／２として良い。また、１
／２とは限らず任意の比率１／ｋ（ｋ＞１）とし、対応
する受信信号をｋ倍するようにしても良い。The amplitude of the transmitted wave is not limited to 100% and 50%, but may be a predetermined level and 1/2 thereof. Also, 1
Not limited to / 2, an arbitrary ratio 1 / k (k> 1) may be set and the corresponding received signal may be multiplied by k.

【００９０】また、１／２レベル送波による受信信号を
２倍する代わりに、１／２レベルでの送受信を同一音線
に２回行って得られた受信信号を加算するようにしても
良い。この方法は、加算によるノイズの平均化作用によ
りノイズの少ない受信信号が得られる点で好ましい。Further, instead of doubling the received signal by 1/2 level transmission, the received signals obtained by performing transmission / reception at 1/2 level twice on the same sound ray may be added. . This method is preferable in that a received signal with less noise can be obtained by the averaging effect of noise due to addition.

【００９１】図１１に、送受信部２の実施の形態の他の
例のブロック図を１チャンネル分について示す。図１１
において、図１０と同様の部分には同一の記号を付して
説明を省略する。図１１においてはフィルタ２０６とＡ
／Ｄ変換器２０７の間に復調器２１０が挿入されてお
り、これによって、受信信号を周波数２ｆ₀ で復調する
ようになっている。FIG. 11 shows a block diagram of another example of the embodiment of the transmitting / receiving section 2 for one channel. FIG.
In FIG. 10, the same parts as those in FIG. In FIG. 11, filter 206 and A
A demodulator 210 is inserted between the / D converters 207, whereby the received signal is demodulated at the frequency 2f ₀ .

【００９２】コントローラ２０９によって送信信号発生
器２０１の出力位相を切り換えることにより、同一音線
につき、周波数ｆ₀ の０°位相の送波と１８０°位相の
送波が交互に繰り返される。なお、送波位相の切換は超
音波走査のフレーム単位で行うようにしても良い。By switching the output phase of the transmission signal generator 201 by the controller 209, the 0 ° phase transmission and the 180 ° phase transmission of the frequency f ₀ are alternately repeated for the same sound ray. The switching of the transmission phase may be performed in units of ultrasonic scanning frames.

【００９３】それらの送波に対応する２種類の受信信号
が復調器２１０により２ｆ₀ で復調されＡ／Ｄ変換器２
０７でディジタル信号に変換されてメモリ２０８に記憶
される。コントローラ２０９は、０°位相の送波に対す
る受信信号と１８０°位相の送波に対する受信信号との
和を求め１回分の受信信号とする。Two types of received signals corresponding to those transmitted waves are demodulated at 2f ₀ by the demodulator 210 and the A / D converter 2
At 07, it is converted into a digital signal and stored in the memory 208. The controller 209 calculates the sum of the reception signal for the 0 ° phase transmission and the reception signal for the 180 ° phase transmission, and sets the sum as one reception signal.

【００９４】受信信号が２ｆ₀ で復調されることによ
り、復調後の信号において基本周波数成分については０
°位相の送波に対応する受信信号と１８０°位相の送波
に対応する受信信号は互いに逆極性となるので、和をと
ることにより相殺される。Since the received signal is demodulated at 2f ₀ , the fundamental frequency component of the demodulated signal is 0.
Since the reception signal corresponding to the wave transmission of the ° phase and the reception signal corresponding to the wave transmission of the 180 phase have the opposite polarities, they are canceled by taking the sum.

【００９５】一方、第２高調波成分については基本周波
数ｆ₀ の１８０°の位相シフトは３６０°の位相シフト
に相当するから、復調後の信号において０°位相の送波
に対応する受信信号と１８０°位相の送波に対応する受
信信号は同極性となり和をとることにより倍加する。す
なわち、エコーの基本周波成分は相殺され第２高調波成
分が強め合うので、特別なフィルタを用いなくても第２
高調波のみのエコーを得ることができる。以上の状況を
図１２に示す。On the other hand, for the second harmonic component, a 180 ° phase shift of the fundamental frequency f ₀ corresponds to a 360 ° phase shift, so that the received signal corresponding to the 0 ° phase transmission in the demodulated signal is The reception signals corresponding to the 180 ° phase transmission have the same polarity and are multiplied by taking the sum. That is, since the fundamental frequency component of the echo is canceled and the second harmonic component is strengthened, the second harmonic component is strengthened without using a special filter.
It is possible to obtain echoes of only harmonics. The above situation is shown in FIG.

【００９６】観点を変えて説明すれば、図１３に示すよ
うに一定の繰り返し周期ＰＲＴ(pulse repetition tim
e) で発生する周波数ｆ₀ のパルス信号のフーリエ変換
は図１４に示すようになり、周波数ｆ₀ の部分の周波数
スペクトラムと周波数２ｆ₀ の部分のそれとはぴったり
一致する順序で並ぶ。ここで、スペクトラムの間隔はＰ
ＲＦ(pulse repetition frequency)となる。ＰＲＦはＰ
ＲＴの逆数である。From a different point of view, as shown in FIG. 13, a constant repetition period PRT (pulse repetition timing)
The Fourier transform of the pulse signal of frequency f ₀ generated in e) is as shown in FIG. 14, and the frequency spectrum of the frequency f ₀ portion and the frequency spectrum of the frequency 2f ₀ portion are arranged in the order of exactly matching. Here, the spectrum interval is P
RF (pulse repetition frequency). PRF is P
It is the reciprocal of RT.

【００９７】これに対して、本形態のようにＰＲＴ毎に
パルスの位相を反転すると（図１５）その周波数スペク
トラムは図１６に示すようになる。すなわち、第２高調
波２ｆ₀ はＰＲＦの奇数次になり、基本周波数ｆ₀ の位
置にはスペクトラムが存在しなくなる。On the other hand, when the phase of the pulse is inverted every PRT as in the present embodiment (FIG. 15), the frequency spectrum becomes as shown in FIG. That is, the second harmonic 2f ₀ becomes an odd order of PRF, and the spectrum does not exist at the position of the fundamental frequency f ₀ .

【００９８】ただし、基本周波数成分にドプラシフトが
ある場合、その分は相殺されずドプラ信号として残る。
したがって、本形態はＢモード用に第２高調波成分を抽
出する用途に加えて、ドプラモード用に基本周波数成分
のドプラシフト成分を抽出する用途にも適用できる。However, when the fundamental frequency component has a Doppler shift, the Doppler shift is not canceled and remains as a Doppler signal.
Therefore, the present embodiment can be applied to not only the application of extracting the second harmonic component for the B mode but also the application of extracting the Doppler shift component of the fundamental frequency component for the Doppler mode.

【００９９】ＣＷドプラモードを実施するときは、図１
７に示すように送信信号発生器２０１に周波数ｆ₀ の連
続波を発生させ、その位相を一定の周期で０°と１８０
°とに切り換える。このとき、エイリアシングを防止す
るため位相切換の周期の逆数（ＰＲＦ相当）の１／２は
検出したいドプラシフトより十分大きくする必要があ
る。When carrying out the CW Doppler mode,
As shown in FIG. 7, the transmission signal generator 201 is caused to generate a continuous wave of frequency f ₀ , and its phase is set to 0 ° and 180 ° at a constant cycle.
Switch to ° and. At this time, in order to prevent aliasing, 1/2 of the reciprocal of the phase switching period (corresponding to PRF) needs to be sufficiently larger than the Doppler shift to be detected.

【０１００】送波の実施形態の他の例としては、基本周
波数ｆ₀ の送信信号を９０°ずつ位相を変えて同一音線
に４回ずつ送波する方法もある。すなわち、０°，９０
°，１８０°および２７０°の位相で順次に送波するも
のである。そして、それぞれのエコー受信信号を２ｆ₀
で復調しディジタル化してメモリ２０８に記憶し、次い
で４つの受信信号を全加算する。As another example of the wave transmission embodiment, there is also a method of changing the phase of the transmission signal of the fundamental frequency f ₀ by 90 ° and transmitting it to the same sound ray four times each. That is, 0 °, 90
The waves are sequentially transmitted in phases of 180, 180 and 270 degrees. Then, each echo reception signal is set to 2f _0.
Are demodulated and digitized and stored in the memory 208, and then the four received signals are fully added.

【０１０１】この場合、基本周波数ｆ₀ の９０°は第２
高調波の１８０°に相当するから４つの受信信号を全加
算することにより基本周波数成分に加えて第２高調波成
分も打ち消す。この状況を図１８に示す。In this case, 90 ° of the fundamental frequency f ₀ is the second
Since this corresponds to 180 ° of the harmonic, the four received signals are fully added to cancel the second harmonic component in addition to the fundamental frequency component. This situation is shown in FIG.

【０１０２】このとき、第２高調波成分にドプラシフト
がある場合はその成分は４つの信号の全加算によっても
打ち消されないで残る。すなわち、本形態は主として第
２高調波のドプラシフトを抽出するものとなる。ただ
し、基本周波数のドプラシフトもある成分は抽出され
る。At this time, if the second harmonic component has a Doppler shift, that component remains without being canceled even by full addition of the four signals. That is, the present embodiment mainly extracts the Doppler shift of the second harmonic. However, the component having the Doppler shift of the fundamental frequency is extracted.

【０１０３】ＣＷドプラモードを実施するときは、図１
９に示すように送信信号発生器２０１に周波数ｆ₀ の連
続波を発生させ、その位相を一定の周期で０°，９０
°，１８０°，２７０°と切り換える。このとき、位相
切換の周期の逆数（ＰＲＦ相当）の１／２は検出したい
ドプラシフトより十分大きくしてエイリアシングを防止
する必要がある。When carrying out the CW Doppler mode,
As shown in FIG. 9, the transmission signal generator 201 is caused to generate a continuous wave of frequency f ₀ , and the phase thereof is set to 0 ° and 90 ° at a constant cycle.
Switch to °, 180 ° and 270 °. At this time, 1/2 of the reciprocal of the phase switching period (corresponding to PRF) needs to be sufficiently larger than the Doppler shift to be detected to prevent aliasing.

【０１０４】図２０に、第２高調波成分についてＣＷド
プラモードを実施するときの送信信号の他の形態を示
す。図２０に示す送信信号は周波数がｆ₀＋Δｆとｆ₀−
Δｆの２つの信号を合成したものである。FIG. 20 shows another form of the transmission signal when the CW Doppler mode is executed for the second harmonic component. The transmission signal shown in FIG. 20 has frequencies f ₀ + Δf and f ₀ −.
It is a combination of two signals of Δf.

【０１０５】この信号が非線形エコー源に照射されると
その非線形性により周波数ｆ₀＋Δｆとｆ₀−Δｆのミキ
シングが行われ周波数２ｆ_o のエコーが得られる。この
状態を図２１にスペクトラムによって示す。When this signal is applied to the non-linear echo source, mixing of the frequencies f ₀ + Δf and f ₀ -Δf is performed due to the non-linearity, and an echo of frequency 2f _o is obtained. This state is shown by the spectrum in FIG.

【０１０６】図２１に示すように、このような送受信に
よれば送信信号に基本周波数ｆ₀ が含まれなくなるの
で、それを除去するための手段を全く必要とせずに第２
高調波成分に関するＣＷドプラ計測を行うことができ
る。なお、この場合もΔｆ／２は検出したいドプラシフ
トより十分大きくしてエイリアシングを防止する必要が
ある。As shown in FIG. 21, since the transmission signal does not include the fundamental frequency f ₀ according to such transmission and reception, the second frequency is eliminated without any means for removing it.
CW Doppler measurement regarding harmonic components can be performed. Also in this case, Δf / 2 needs to be sufficiently larger than the Doppler shift to be detected to prevent aliasing.

【０１０７】図２２に、送受信部２の実施の形態の他の
例のブロック図を１チャンネル分について示す。図２２
において、図１０と同様の部分には同一の記号を付して
説明を省略する。図２２においてはＡ／Ｄ変換器２０７
とメモリ２０８の間に基本波除去器２１１が挿入されて
おり、これによって、受信信号から基本周波数ｆ₀ の成
分が除去されるようになっている。FIG. 22 shows a block diagram of another example of the embodiment of the transmitting / receiving section 2 for one channel. FIG.
In FIG. 10, the same parts as those in FIG. In FIG. 22, the A / D converter 207
The fundamental wave eliminator 211 is inserted between the memory 208 and the memory 208, whereby the component of the fundamental frequency f ₀ is eliminated from the received signal.

【０１０８】基本波除去器２１１は、図２３に示すよう
に、基本波の半波長（λ／２）に相当する遅延時間を有
する遅延回路２１２を通した信号とそれを通さない信号
との和を加算器２１３で加算するように構成されてい
る。遅延回路２１２は例えばシフトレジスタ等によって
実現される。As shown in FIG. 23, the fundamental wave remover 211 is a sum of a signal passed through the delay circuit 212 having a delay time corresponding to a half wavelength (λ / 2) of the fundamental wave and a signal not passed through it. Are added by the adder 213. The delay circuit 212 is realized by, for example, a shift register or the like.

【０１０９】遅延回路２１２を通ることにより基本波成
分は位相が１８０°変わるが、第２高調波成分は３６０
°変わる。したがって、これらが遅延を受けない入力信
号と加算されることにより、基本波成分は打ち消し合っ
て消滅し第２高調波成分が倍加する。すなわち、第２高
調波の抽出が行われる。The phase of the fundamental wave component is changed by 180 ° by passing through the delay circuit 212, but the second harmonic wave component is changed by 360 °.
° Change. Therefore, when these are added to the input signal which is not delayed, the fundamental wave components cancel each other and disappear, and the second harmonic component is doubled. That is, the second harmonic is extracted.

【０１１０】なお、遅延回路２１２にアナログ遅延回路
を用い加算器２１３にアナログ加算器を用いることによ
りアナログの基本波除去器を構成することができる。そ
の場合は基本波除去器はＡ／Ｄ変換器２０７の前に設け
られる。By using an analog delay circuit as the delay circuit 212 and an analog adder as the adder 213, an analog fundamental wave remover can be constructed. In that case, the fundamental wave remover is provided in front of the A / D converter 207.

【０１１１】基本波除去器２１１はコントローラ２０９
の機能によって実現するようにしても良い。すなわち、
メモリ２０８に記憶された受信信号について、コントロ
ーラ２０９により同一音線の信号同士を基本波の半波長
だけずらして加算すれば良い。これによって基本波成分
を消去して第２高調波成分を抽出することができる。こ
のようにするれば基本波除去器２１１のハードウェアを
省略することができるので好都合である。The fundamental wave remover 211 is a controller 209.
You may make it implement | achieve by the function of. That is,
With respect to the received signal stored in the memory 208, the signals of the same sound ray may be shifted by the half wavelength of the fundamental wave and added by the controller 209. As a result, the fundamental wave component can be eliminated and the second harmonic component can be extracted. This is convenient because the hardware of the fundamental wave remover 211 can be omitted.

【０１１２】図２４に、送受信部２の実施の形態の他の
例のブロック図を隣合う２チャンネル分について示す。
同様なチャンネル対が超音波プローブ１の全ての振動子
について設けられる。図２４において、図１０と同様の
部分には同一の記号を付して説明を省略する。FIG. 24 shows a block diagram of another example of the embodiment of the transmitting / receiving section 2 for two adjacent channels.
Similar channel pairs are provided for all transducers of the ultrasonic probe 1. In FIG. 24, the same parts as those in FIG.

【０１１３】ここで、これら２つのチャンネルは送波お
よび受波の超音波ビームの形成に関わる１対のチャンネ
ルである。両チャンネルにおいて、送信信号発生器２０
１（２０１’）〜送受信切換スイッチ２０４（２０
４’）およびコントローラ２０９は本発明における駆動
手段の実施の形態の一例である。また、コントローラ２
０９は本発明における加算手段の実施の形態の一例であ
る。Here, these two channels are a pair of channels involved in formation of ultrasonic waves for transmission and reception. Transmit signal generator 20 for both channels
1 (201 ′) to transmission / reception changeover switch 204 (20
4 ') and the controller 209 are an example of an embodiment of the driving means in the present invention. Controller 2
Reference numeral 09 is an example of an embodiment of the adding means in the present invention.

【０１１４】コントローラ２０９は送信信号発生器２０
１および２０１’を制御してそれらが発生する送信信号
の間に基本波の９０°に相当する位相差を与えるように
なっている。これによって、振動子１００および１０
０’からはこのような位相差を持つ超音波がそれぞれ送
波される。The controller 209 is the transmission signal generator 20.
1 and 201 'are controlled to give a phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave between the transmission signals generated by them. As a result, the oscillators 100 and 10
The ultrasonic waves having such a phase difference are transmitted from 0 '.

【０１１５】なお、図示しないビームフォーマにより、
振動子１００および１００’から送波される超音波は同
一の音線ないし焦点を持つようにビームフォーミング処
理される。ただし、ビームフォーミングによって上記９
０°の位相差を損なわないようになっている。A beam former (not shown) allows
The ultrasonic waves transmitted from the vibrators 100 and 100 'are subjected to beam forming processing so that they have the same sound ray or focus. However, due to beam forming,
The phase difference of 0 ° is not impaired.

【０１１６】基本波の９０°に相当する位相差を与える
方法としては、送信信号発生器２０１と２０１’が発生
する送信信号の波形を互いに９０°の位相差を持つもの
にする方法と、同一の波形について９０°の位相差に相
当する時間差を与える方法がある。後者は実現が容易な
点で好ましい。The method of giving the phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave is the same as the method of making the waveforms of the transmission signals generated by the transmission signal generators 201 and 201 ′ have a phase difference of 90 °. There is a method of giving a time difference corresponding to a phase difference of 90 ° with respect to the waveform of. The latter is preferable because it is easy to realize.

【０１１７】あるいは、振動子１００および１００’の
超音波放射面の位置を基本波の９０°すなわち基本波の
４分の１波長（λ／４）に相当する距離だけ超音波の進
行方向に異ならせるようにしても良い。この場合、送信
信号発生器２０１，２０１’が発生する送信信号の位相
を変えないで良いのが好ましい。Alternatively, if the positions of the ultrasonic wave emitting surfaces of the transducers 100 and 100 'are different from each other in the traveling direction of ultrasonic waves by 90 ° of the fundamental wave, that is, a distance corresponding to a quarter wavelength (λ / 4) of the fundamental wave. You may allow it. In this case, it is preferable not to change the phase of the transmission signal generated by the transmission signal generators 201 and 201 '.

【０１１８】基本波の９０°に相当する位相差は第２高
調波に対しては１８０°の位相差となる。このため、振
動子１００および１００’から送波される超音波に第２
高調波成分が含まれていたとしても送波ビームにおいて
は打ち消し合って消滅する。したがって、被検体内のエ
コー源には基本波（および第３高調波）のみからなる超
音波が照射される。このようにして、フィルタを用いる
ことなく送波超音波から第２高調波成分を取り除くこと
ができる。The phase difference corresponding to 90 ° of the fundamental wave is 180 ° with respect to the second harmonic. Therefore, the ultrasonic waves transmitted from the oscillators 100 and 100 'are
Even if harmonic components are included, they cancel each other out in the transmitted beam and disappear. Therefore, the echo source in the subject is irradiated with ultrasonic waves consisting only of the fundamental wave (and the third harmonic). In this way, the second harmonic component can be removed from the transmitted ultrasonic wave without using a filter.

【０１１９】振動子１００および１００’がそれぞれ受
波したエコー信号はそれぞれの受信系で受信処理されて
メモリ２０８および２０８’に記憶される。なお、受信
に当たり図示しないビームフォーマによって受波のビー
ムフォーミングすなわちビームのステアリングやフォー
カシング等が行われる。The echo signals received by the transducers 100 and 100 'are received by the respective receiving systems and stored in the memories 208 and 208'. Upon reception, a beam former (not shown) performs received beam forming, that is, beam steering and focusing.

【０１２０】エコー受信信号については、メモリ２０８
および２０８’にそれぞれ記憶された受信信号をコント
ローラ２０９によって基本波の１８０°に相当する位相
差で足し合わせるようになっている。The memory 208 stores the echo reception signal.
The received signals stored in the respective signals 208 and 208 'are added by the controller 209 with a phase difference corresponding to 180 ° of the fundamental wave.

【０１２１】これによって、受信信号の基本波成分が打
ち消し合って消滅し、一方、第２高調波成分については
基本波の１８０°に相当する位相差は３６０°となって
同位相となるから加算によって倍加する。すなわち、第
２高調波のみからなる受信信号を得ることができる。こ
のようにして、フィルタを用いることなく第２高調波の
エコーを抽出することができる。As a result, the fundamental wave components of the received signal cancel each other and disappear. On the other hand, for the second harmonic component, the phase difference corresponding to 180 ° of the fundamental wave becomes 360 ° and becomes the same phase. Doubling by. That is, it is possible to obtain a received signal composed of only the second harmonic. In this way, the echo of the second harmonic can be extracted without using a filter.

【０１２２】なお、振動子１００と１００’として基本
波のλ／４だけ超音波放射面がずれたものを用いたとき
は、２つの受信信号の間にすでに基本波の９０°の位相
差があるのでさらに９０°の位相差を付加して加算する
ことにより第２高調波のエコーを抽出することができ
る。When the oscillators 100 and 100 ′ whose ultrasonic wave emitting surfaces are deviated by λ / 4 of the fundamental wave are used, the phase difference of 90 ° of the fundamental wave is already present between the two received signals. Therefore, the echo of the second harmonic can be extracted by adding and adding a phase difference of 90 °.

【０１２３】（５）３次元撮影および組織変位の追跡 図２５に、超音波プローブ１による被検体内の走査の様
子を示す。超音波プローブ１としては振動子エレメント
の２次元アレイを有するものが用いられる。送受信部２
はそのような超音波プローブ１のビームフォーミングを
制御して被検体内を３次元走査する。(5) Three-Dimensional Imaging and Tracking of Tissue Displacement FIG. 25 shows how the ultrasonic probe 1 scans the inside of the subject. As the ultrasonic probe 1, one having a two-dimensional array of transducer elements is used. Transmitter / receiver 2
Controls the beam forming of the ultrasonic probe 1 to scan the inside of the subject three-dimensionally.

【０１２４】被検体内の３次元走査は少なくとも最初の
１回は所望の空間分解能が得られる程度に十分に密な音
線によって行われ、その受信信号に基づいてＢモード処
理部３によりＢモード画像が形成され、このＢモード画
像データがデータ処理部９により記憶部１０に記憶され
る。これによって記憶部１０には所望の空間分解能の３
次元画像（静止画像）が保持される。The three-dimensional scanning of the inside of the subject is performed at least once at the first time with a sound ray sufficiently dense to obtain a desired spatial resolution, and the B mode processing unit 3 performs the B mode by the received signal. An image is formed, and the B-mode image data is stored in the storage unit 10 by the data processing unit 9. As a result, the storage unit 10 has a desired spatial resolution of 3
A three-dimensional image (still image) is held.

【０１２５】この３次元画像について注目点の決定がな
される。注目点としては、例えば図２６に示すように、
角部、高輝度部、音線に直交する距離方向の界面、音線
に平行な方位方向の界面等が選ばれる。これらの注目点
は数点ないし十数点あれば十分である。A target point is determined for this three-dimensional image. As an attention point, for example, as shown in FIG.
A corner portion, a high-luminance portion, an interface in the distance direction orthogonal to the sound ray, an interface in the azimuth direction parallel to the sound ray, etc. are selected. It suffices if these points are a few points or a dozen points.

【０１２６】注目点の決定は手動または自動で行われ
る。手動の場合は操作者が表示部７に表示された画像上
で指定する。自動の場合は、データ処理部９により画像
データから２次微分等によってエッジ検出を行い、その
中からハフ（Hough）変換等により音線に直交する界面
と平行な界面を抽出し、それら界面の例えば微分値が最
大になる点に注目点を定める。The attention point is determined manually or automatically. In the case of manual operation, the operator designates on the image displayed on the display unit 7. In the automatic case, the data processing unit 9 performs edge detection from the image data by quadratic differentiation or the like, extracts Huff (Hough) transformation or the like from the interface, and extracts an interface parallel to the sound ray, and extracts those interfaces. For example, the point of interest is set to the point where the differential value becomes maximum.

【０１２７】データ処理部９は送受信部２を制御するこ
とにより、次回以降の走査をこれらの注目点のみについ
て行わせる。このような走査は数十本の音線によって行
えるので実時間で走査することができる。The data processing section 9 controls the transmitting / receiving section 2 so that the next and subsequent scans will be performed only for these points of interest. Since such scanning can be performed with several tens of sound rays, scanning can be performed in real time.

【０１２８】受信信号に基づいて３次元像が形成され、
記憶部１０に記憶される。この３次元像は注目点の現在
位置を示すものとなる。ところで、被検体内の組織は、
変位や変形はあっても短時間内に発生したり消滅したり
はせず、また、配列の順序も入れ替わることはない。し
たがって、注目点の変位から３次元像の変形量を推定し
最初に求めた精密な３次元像をそれに合わせて変形すれ
ば、比較的良い近似でその時点の被検体内の状態を表す
３次元像を得ることができる。A three-dimensional image is formed based on the received signal,
It is stored in the storage unit 10. This three-dimensional image shows the current position of the point of interest. By the way, the tissue in the subject is
Even if there is displacement or deformation, it does not occur or disappear within a short period of time, and the order of arrangement is not changed. Therefore, if the amount of deformation of the three-dimensional image is estimated from the displacement of the point of interest and the precise three-dimensional image initially obtained is deformed accordingly, the three-dimensional image representing the state inside the subject at that time can be obtained with relatively good approximation. You can get a statue.

【０１２９】図２７に、画像の変形の説明図を示す。な
お、説明の便宜上、２次元に縮退して表現してある。画
像の変形は次のように行われる。 最初の走査によって正規の音線密度による元画像を得
る（図２７（ａ））。 次の回の粗い走査によって注目点の位置を求め、注目
点の新たな位置と元の位置とを比較する（図２７
（ｂ））。 注目点について元の位置からの変位を示すベクトルを
求める（図２７（ｃ））。 得られたベクトルを外延補間して画像の全ピクセルに
ついての変位ベクトルを求める（図２７（ｄ））。 全ピクセルの変位ベクトルに基づいて元の画像を変形
させ、現時点の画像とする（図２７（ｅ））。FIG. 27 shows an explanatory diagram of image deformation. It should be noted that, for convenience of description, it is expressed in a two-dimensionally degenerate manner. The image transformation is performed as follows. An original image with a normal sound ray density is obtained by the first scanning (FIG. 27A). The position of the point of interest is obtained by the next rough scanning, and the new position of the point of interest is compared with the original position (FIG. 27).
(B)). A vector indicating the displacement of the point of interest from the original position is obtained (FIG. 27 (c)). The obtained vector is extended and interpolated to obtain displacement vectors for all pixels of the image (FIG. 27 (d)). The original image is transformed based on the displacement vectors of all the pixels to obtain the current image (FIG. 27 (e)).

【０１３０】注目点の走査、変位ベクトルの計算および
元画像の変形は、正規の音線密度で３次元走査するより
も遙かに短時間で行うことができる。したがって、上記
のような元画像の変形を行うことにより、所望の空間分
解能の３次元像を実時間で得ることができる。The scanning of the target point, the calculation of the displacement vector, and the deformation of the original image can be performed in a much shorter time than the three-dimensional scanning with the regular sound ray density. Therefore, by modifying the original image as described above, a three-dimensional image with a desired spatial resolution can be obtained in real time.

【０１３１】以下、注目点のみについての走査と注目点
の変位に応じた元画像の変形を繰り返すことにより実時
間の３次元像を得ることができる。そして、この画像を
表示部７で表示することにより実時間の３次元画像表示
が行える。なお、元画像の変形は、画像データの読出ア
ドレスを変換するテーブルを用い、そのアドレス変換テ
ーブルを変位ベクトルに応じて書き換えることによって
行うのが高速化の点で好ましい。Hereinafter, a real-time three-dimensional image can be obtained by repeatedly scanning only the target point and deforming the original image according to the displacement of the target point. Then, by displaying this image on the display unit 7, real-time three-dimensional image display can be performed. It is preferable that the original image is deformed by using a table for converting the read address of the image data and rewriting the address conversion table in accordance with the displacement vector in terms of speeding up.

【０１３２】また、元画像は一定の間隔で撮り直すよう
にすることがより実態に忠実な３次元像を得る点で好ま
しい。また、画像の変形は常に元画像について行う代わ
りに変形済みの直前の画像について行うようにしても良
い。Further, it is preferable that the original image is retaken at regular intervals in order to obtain a three-dimensional image more faithful to the actual condition. Further, the image deformation may be performed not only on the original image but on the image immediately before the deformation.

【０１３３】上記のようにして注目点の変位が常に追跡
されるので、造影剤の注入部位が体動等により変位して
も注目点の変位に基づいてその所在を追跡することがで
きる。したがって、常にその部位の現在位置における造
影剤の濃度値等を測定することができる。これによって
初めて正確な計測が行え、例えば図２８に示すような造
影剤の測定カーブを得ることができる。Since the displacement of the point of interest is always tracked as described above, even if the injection site of the contrast agent is displaced due to body movement or the like, its location can be tracked based on the displacement of the point of interest. Therefore, it is possible to constantly measure the concentration value of the contrast agent at the current position of the site. Only by this, accurate measurement can be performed and, for example, a measurement curve of the contrast agent as shown in FIG. 28 can be obtained.

【０１３４】[0134]

【発明の効果】以上詳細に説明したように、課題を解決
するための第１の発明によれば、超音波の送波を２種類
の強度で行い、それらに対応して得られる２種類のエコ
ー受信信号の差を求めるようにしたので、非線形エコー
源からのエコーをフィルタ等を用いないで抽出すること
ができる超音波撮像方法が実現できる。As described above in detail, according to the first invention for solving the problems, ultrasonic waves are transmitted with two kinds of intensities, and two kinds of waves obtained corresponding to them are transmitted. Since the difference between the echo reception signals is obtained, it is possible to realize an ultrasonic imaging method capable of extracting the echo from the nonlinear echo source without using a filter or the like.

【０１３５】また、課題を解決するための第２の発明に
よれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対
応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるよう
にしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等
を用いないで抽出することができる超音波撮像方法が実
現できる。According to the second invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted in a plurality of phases, and the sum of a plurality of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. Therefore, it is possible to realize an ultrasonic imaging method capable of extracting an echo from a non-linear echo source without using a filter or the like.

【０１３６】また、課題を解決するための第３の発明に
よれば、送波超音波の２つの周波数が非線形エコー源に
おいてミキシングされるので、基本周波数の２倍の周波
数のエコー信号を得ることができる超音波撮像方法が実
現できる。Further, according to the third invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitted ultrasonic waves are mixed in the non-linear echo source, it is possible to obtain an echo signal having a frequency twice the fundamental frequency. It is possible to realize an ultrasonic imaging method capable of performing the above.

【０１３７】また、課題を解決するための第４の発明に
よれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本波
成分を消去し第２高調波成分を抽出することができる超
音波撮像方法が実現できる。According to the fourth invention for solving the problem, an ultrasonic imaging method capable of eliminating the fundamental wave component and extracting the second harmonic component by adding half-wavelength shifts of the fundamental wave. Can be realized.

【０１３８】また、課題を解決するための第５の発明に
よれば、超音波ビームの形成に関わる１対の振動子につ
いて、１対の送信信号で駆動するとともにそれら振動子
の１対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビー
ムには第２高調波成分が含まれず、また、受波ビームに
は第２高調波成分のみが含まれる超音波撮像方法を実現
することができる。Further, according to the fifth invention for solving the problem, a pair of transducers involved in the formation of an ultrasonic beam is driven by a pair of transmission signals and a pair of receptions of those transducers is performed. Since the signals are added, it is possible to realize an ultrasonic imaging method in which the transmitted beam does not include the second harmonic component and the received beam includes only the second harmonic component.

【０１３９】また、課題を解決するための第６の発明に
よれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡するよ
うにしたので、特徴が明確でない関心領域についてその
変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うこと
ができる超音波撮像方法が実現できる。According to the sixth invention for solving the problem, since the region of interest is tracked based on the displacement of the point of interest, it is possible to track the displacement of the region of interest whose features are not clear, and It is possible to realize an ultrasonic imaging method capable of accurately performing measurement using an agent.

【０１４０】また、課題を解決するための第７の発明に
よれば、超音波の送波を２種類の強度で行い、それらに
対応して得られる２種類のエコー受信信号の差を求める
ようにしたので、非線形エコー源からのエコーをフィル
タ等を用いないで抽出することができる超音波撮像装置
が実現できる。According to the seventh invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted with two kinds of intensities, and the difference between two kinds of echo reception signals obtained corresponding to them is obtained. Therefore, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus capable of extracting an echo from a nonlinear echo source without using a filter or the like.

【０１４１】また、課題を解決するための第８の発明に
よれば、超音波の送波を複数の位相で行い、それらに対
応して得られる複数のエコー受信信号の和を求めるよう
にしたので、非線形エコー源からのエコーをフィルタ等
を用いないで抽出することができる超音波撮像装置が実
現できる。Further, according to the eighth invention for solving the problem, ultrasonic waves are transmitted in a plurality of phases, and a sum of a plurality of echo reception signals obtained corresponding thereto is obtained. Therefore, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that can extract an echo from a nonlinear echo source without using a filter or the like.

【０１４２】また、課題を解決するための第９の発明に
よれば、送波超音波の２つの周波数が非線形エコー源に
おいてミキシングされるので、基本周波数の２倍の周波
数のエコー信号を得ることができる超音波撮像装置が実
現できる。Further, according to the ninth invention for solving the problem, since the two frequencies of the transmitted ultrasonic waves are mixed in the non-linear echo source, it is possible to obtain an echo signal having a frequency twice the fundamental frequency. It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus capable of performing the above.

【０１４３】また、課題を解決するための第１０の発明
によれば、基本波の半波長ずらしの加算によって、基本
波成分を消去し第２高調波成分を抽出することができる
超音波撮像装置が実現できる。According to the tenth aspect of the invention for solving the problem, an ultrasonic imaging apparatus capable of eliminating the fundamental wave component and extracting the second harmonic component by adding half-wavelength shifts of the fundamental wave. Can be realized.

【０１４４】また、課題を解決するための第１１の発明
によれば、超音波ビームの形成に関わる１対の振動子に
ついて、１対の送信信号で駆動するとともにそれら振動
子の１対の受信信号を加算するようにしたので、送波ビ
ームには第２高調波成分が含まれず、また、受波ビーム
には第２高調波成分のみが含まれる超音波撮像装置を実
現することができる。According to the eleventh aspect of the invention for solving the problem, a pair of transducers involved in forming an ultrasonic beam is driven by a pair of transmission signals and a pair of transducers receives the pair of transducers. Since the signals are added, it is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus in which the transmitted beam does not include the second harmonic component and the received beam includes only the second harmonic component.

【０１４５】また、課題を解決するための第１２の発明
によれば、注目点の変位に基づいて関心領域を追跡する
ようにしたので、特徴が明確でない関心領域についてそ
の変位を追跡でき、造影剤を用いた計測を正確に行うこ
とができる超音波撮像装置が実現できる。Further, according to the twelfth invention for solving the problem, since the region of interest is tracked based on the displacement of the point of interest, the displacement can be tracked for the region of interest in which the feature is not clear, and It is possible to realize an ultrasonic imaging apparatus that can accurately perform measurement using an agent.

【０１４６】また、課題を解決するための第１３の発明
によれば、第１の振動子と第２の振動子を備えることに
より、ｆ₀ と２ｆ_o の２つの周波数を有する超音波探接
触子を実現することができる。According to the thirteenth invention for solving the problem, by providing the first vibrator and the second vibrator, the ultrasonic probe contact having two frequencies of f ₀ and 2f _o is provided. The child can be realized.

【０１４７】また、課題を解決するための第１４の発明
によれば、マイクロバルーンの粒径分布を１：２とした
ので、励起超音波に対して効率よく非線形エコーを発生
する超音波造影剤を実現することができる。According to the fourteenth invention for solving the problem, since the particle diameter distribution of the microballoon is set to 1: 2, an ultrasonic contrast agent which efficiently generates a nonlinear echo with respect to the excited ultrasonic wave. Can be realized.

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

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

【図２】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図３】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図４】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
周波数特性を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing frequency characteristics of the ultrasonic probe according to the example of the embodiment of the present invention.

【図５】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図６】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図７】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 7 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図８】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 8 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図９】本発明の実施の形態の一例の超音波プローブの
構成を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to an example of an embodiment of the present invention.

【図１０】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部のブロック図である。FIG. 10 is a block diagram of a transmission / reception unit in the apparatus according to the exemplary embodiment of the present invention.

【図１１】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部のブロック図である。FIG. 11 is a block diagram of a transmission / reception unit in the apparatus according to the exemplary embodiment of the present invention.

【図１２】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 12 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１３】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 13 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１４】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 14 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１５】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 15 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１６】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 16 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１７】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 17 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１８】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 18 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図１９】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 19 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図２０】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 20 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図２１】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部の動作説明図である。FIG. 21 is an operation explanatory diagram of the transmission / reception unit in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図２２】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部のブロック図である。FIG. 22 is a block diagram of a transmission / reception unit in the apparatus of the example of the embodiment of the present invention.

【図２３】本発明の実施の形態の一例の装置における基
本波除去部のブロック図である。FIG. 23 is a block diagram of a fundamental wave removing unit in an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.

【図２４】本発明の実施の形態の一例の装置における送
受信部のブロック図である。FIG. 24 is a block diagram of a transmission / reception unit in an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.

【図２５】本発明の実施の形態の一例の装置における３
次元走査の概念図である。FIG. 25 shows 3 in the apparatus according to the embodiment of the present invention.
It is a conceptual diagram of dimensional scanning.

【図２６】本発明の実施の形態の一例の装置における注
目点の概念図である。FIG. 26 is a conceptual diagram of a target point in the apparatus according to the exemplary embodiment of the present invention.

【図２７】本発明の実施の形態の一例の装置における画
像処理の概念図である。FIG. 27 is a conceptual diagram of image processing in the apparatus according to the example of the embodiment of the present invention.

【図２８】造影剤を用いた計測における計測値の時間変
化を示すグラフである。FIG. 28 is a graph showing a change over time in measured values in measurement using a contrast agent.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 超音波プローブ ２ 送受信部 ３ Ｂモード処理部 ４ ドプラ処理部 ５ カラードプラ処理部 ６ ディジタル・スキャン・コンバータ部 ７ 表示部 ８ 録画部 ９ データ処理部 １０ 記憶部 １１ 操作部 １０１，１０３ 振動子アレイ １０２，１０４ バッキング材 １００ 振動子 ２０１ 送信信号発生器 ２０２ 送信器 ２０３，２０６ フィルタ ２０４ 送受切換スイッチ ２０５ 受信器 ２０７ Ａ／Ｄ変換器 ２０８ メモリ ２０９ コントローラ ２１０ 復調器 ２１１ 基本波除去器 ２１２ 遅延回路 ２１３ 加算器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic probe 2 Transmission / reception part 3 B mode processing part 4 Doppler processing part 5 Color Doppler processing part 6 Digital scan converter part 7 Display part 8 Recording part 9 Data processing part 10 Storage part 11 Operation part 101,103 Transducer array 102, 104 backing material 100 oscillator 201 transmission signal generator 202 transmitter 203, 206 filter 204 transmission / reception switch 205 receiver 207 A / D converter 208 memory 209 controller 210 demodulator 211 fundamental wave remover 212 delay circuit 213 addition vessel

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────────────────────────────────────────────────── ───

【手続補正書】[Procedure amendment]

【提出日】平成７年１２月２６日[Submission date] December 26, 1995

【手続補正１】[Procedure amendment 1]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】発明の名称[Correction target item name] Name of invention

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【発明の名称】 超音波撮像方法および装置並びに超音
波探触子および超音波造影剤Title: Ultrasonic imaging method and apparatus, ultrasonic probe and ultrasonic contrast agent

【手続補正２】[Procedure amendment 2]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】請求項１３[Correction target item name] Claim 13

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【手続補正３】[Procedure 3]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】０００１[Correction target item name] 0001

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】 本発明は、超音波撮像方法
および装置並びに超音波探触子および超音波造影剤に関
する。さらに詳しくは、非線形な超音波反射特性を有す
るエコー源についての超音波撮像方法および装置並びに
超音波探触子および超音波造影剤である。TECHNICAL FIELD The present invention relates to an ultrasonic imaging method and apparatus, an ultrasonic probe, and an ultrasonic contrast agent. More specifically, it relates to an ultrasonic imaging method and apparatus for an echo source having a nonlinear ultrasonic reflection characteristic, an ultrasonic probe and an ultrasonic contrast agent.

【手続補正４】[Procedure amendment 4]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】００１４[Correction target item name] 0014

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【００１４】 本発明は上記の問題点を解決するために
なされたもので、その目的は、第２高調波による非線形
超音波撮像を効率良く行える超音波撮像方法および装置
並びに超音波探触子および超音波造影剤を実現すること
である。The present invention has been made to solve the above problems, and an object thereof is an ultrasonic imaging method and apparatus, an ultrasonic probe, and an ultrasonic imaging method capable of efficiently performing nonlinear ultrasonic imaging by the second harmonic. It is to realize an ultrasonic contrast agent.

【手続補正５】[Procedure Amendment 5]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】００４５[Name of item to be corrected] 0045

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【００４５】 （１３）課題を解決するための第１３の
発明は、第１の周波数を含む周波数帯域を有する第１の
振動子と、前記第１の周波数の２倍の周波数を含む周波
数帯域を有する第２の振動子とを具備することを特徴と
する超音波探触子である。(13) A thirteenth invention for solving the problem is to provide a first vibrator having a frequency band including a first frequency and a frequency band including a frequency twice the first frequency. An ultrasonic probe comprising: a second oscillator having the same.

【手続補正６】[Procedure correction 6]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】００４７[Correction target item name] 0047

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【００４７】 課題を解決するための第１３の発明によ
れば、第１の振動子と第２の振動子を備えることによ
り、ｆ₀ と２ｆ_o の２つの周波数を有する超音波探触子
を実現することができる。According to the thirteenth invention for solving the problem, the ultrasonic probe having two frequencies of f ₀ and 2f _o is provided by including the first vibrator and the second vibrator. Can be realized.

【手続補正７】[Procedure amendment 7]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】０１４６[Correction target item name] 0146

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正内容】[Correction contents]

【０１４６】 また、課題を解決するための第１３の発
明によれば、第１の振動子と第２の振動子を備えること
により、ｆ₀ と２ｆ_o の２つの周波数を有する超音波探
触子を実現することができる。According to the thirteenth invention for solving the problems, the ultrasonic probe having two frequencies of f ₀ and 2f _o is provided by including the first vibrator and the second vibrator. The child can be realized.

Claims (14)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検
体に第１の強度の超音波と前記第１の強度の実質的に１
／ｋ倍の第２の強度の超音波とを交互に送波し、前記第
１の強度で送波した超音波に基づくエコーと前記第２の
強度で送波した超音波に基づくエコーとを受信し、前記
第２の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号を
実質的にｋ倍した信号と前記第１の強度で送波した超音
波に基づくエコー受信信号との差の信号を利用すること
を特徴とする超音波撮像方法。1. An ultrasonic imaging method for transmitting ultrasonic waves to a subject and utilizing the second harmonic component of the echo, wherein the subject has substantially the same ultrasonic intensity as the first intensity. To 1
/ K times an ultrasonic wave having a second intensity is alternately transmitted, and an echo based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity and an echo based on the ultrasonic wave transmitted at the second intensity are transmitted. A signal of a difference between the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the second intensity and substantially multiplied by k and the echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity is received. An ultrasonic imaging method characterized by being used. 【請求項２】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検
体に第１の位相の超音波と前記第１の位相とは実質的に
１８０°異なる第２の位相の超音波とを交互に送波し、
前記第１の位相で送波した超音波に基づくエコーと前記
第２の位相で送波した超音波に基づくエコーとを受信
し、前記第１の位相で送波した超音波に基づくエコー受
信信号と前記第２の位相で送波した超音波に基づくエコ
ー受信信号との和の信号を利用することを特徴とする超
音波撮像方法。2. In an ultrasonic imaging method, wherein ultrasonic waves are transmitted to a subject and the second harmonic component of the echo is used, the ultrasonic waves of the first phase and the first phase are substantially present on the subject. By alternately transmitting ultrasonic waves of a second phase that differ by 180 °,
An echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted in the first phase, which receives an echo based on the ultrasonic wave transmitted in the first phase and an echo based on the ultrasonic wave transmitted in the second phase And an echo reception signal based on an ultrasonic wave transmitted in the second phase is used as a signal, which is an ultrasonic imaging method. 【請求項３】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像方法において、基本
周波数より所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本
周波数より前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合
成した送信信号に基づく超音波を被検体に送波すること
を特徴とする超音波撮像方法。3. An ultrasonic imaging method for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing the second harmonic component of the echo, wherein a signal having a frequency higher than a fundamental frequency by a predetermined frequency and only the predetermined frequency higher than the fundamental frequency. An ultrasonic imaging method comprising transmitting an ultrasonic wave to a subject based on a transmission signal obtained by combining a low-frequency signal. 【請求項４】 被検体に超音波を送波し、前記送波した
超音波に基づくエコーを受信し、前記エコー受信信号を
その基本波の半波長分ずらした信号と前記エコー受信信
号との和の信号を利用することを特徴とする超音波撮像
方法。4. An ultrasonic wave is transmitted to a subject, an echo based on the transmitted ultrasonic wave is received, and a signal obtained by shifting the echo reception signal by a half wavelength of the fundamental wave and the echo reception signal are used. An ultrasonic imaging method using a sum signal. 【請求項５】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像方法において、超音
波ビームの形成に関わる１対の振動子について、前記１
対の振動子から送波された超音波が形成する送波ビーム
において振動周波数の第２高調波成分が互いに打ち消し
合う位相となるように１対の送信信号で駆動するととも
に、前記１対の振動子の受信信号が形成する受波ビーム
において振動周波数の第２高調波成分が互いに強め合う
位相となるように１対の受信信号を加算することを特徴
とする超音波撮像方法。5. An ultrasonic imaging method for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing a second harmonic component of an echo thereof, wherein the pair of transducers involved in forming an ultrasonic beam is
The transmission beam formed by the ultrasonic waves transmitted from the pair of oscillators is driven by the pair of transmission signals so that the second harmonic components of the vibration frequency have a phase that cancels each other out, and the pair of vibrations is generated. An ultrasonic imaging method, characterized in that a pair of reception signals are added so that the second harmonic component of the vibration frequency has a mutually reinforcing phase in the reception beam formed by the reception signal of the child. 【請求項６】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像方法において、被検
体内を超音波ビームで３次元的に走査して被検体内の注
目点の変位を求め、前記注目点の変位に基づいて関心領
域を追跡することを特徴とする超音波撮像方法。6. An ultrasonic imaging method, wherein ultrasonic waves are transmitted to a subject and the second harmonic component of the echo is used, the inside of the subject is three-dimensionally scanned with an ultrasonic beam. An ultrasonic imaging method characterized in that a displacement of a point of interest is obtained, and a region of interest is tracked based on the displacement of the point of interest. 【請求項７】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被検
体に第１の強度の超音波と前記第１の強度の実質的に１
／ｋ倍の第２の強度の超音波とを交互に送波する送波手
段と、前記第１の強度で送波した超音波に基づくエコー
と前記第２の強度で送波した超音波に基づくエコーとを
受信する受信手段と、前記第２の強度で送波した超音波
に基づくエコー受信信号を実質的にｋ倍した信号と前記
第１の強度で送波した超音波に基づくエコー受信信号と
の差の信号を求める演算手段とを具備することを特徴と
する超音波撮像装置。7. An ultrasonic imaging apparatus that transmits an ultrasonic wave to a subject and uses the second harmonic component of its echo, wherein the subject has an ultrasonic wave of a first intensity and a substantial intensity of the first intensity. To 1
/ K times an ultrasonic wave having a second intensity of ultrasonic waves alternately transmitted, an echo based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity, and an ultrasonic wave transmitted at the second intensity Receiving means for receiving an echo based on the ultrasonic wave, and a echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the first intensity and a signal obtained by substantially multiplying an echo reception signal based on the ultrasonic wave transmitted at the second intensity. An ultrasonic imaging apparatus comprising: an arithmetic unit that obtains a signal of a difference from the signal. 【請求項８】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被検
体に第１の位相の超音波と前記第１の位相とは実質的に
１８０°異なる第２の位相の超音波とを交互に送波する
送波手段と、前記第１の位相で送波した超音波に基づく
エコーと前記第２の位相で送波した超音波に基づくエコ
ーとを受信する受信手段と、前記第１の位相で送波した
超音波に基づくエコー受信信号と前記第２の位相で送波
した超音波に基づくエコー受信信号との和の信号を求め
る演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装
置。8. An ultrasonic imaging apparatus that transmits ultrasonic waves to a subject and uses the second harmonic component of the echo thereof, wherein the ultrasound of the first phase and the first phase are substantially present on the subject. Transmitting means for alternately transmitting ultrasonic waves of a second phase different from each other by 180 °, an echo based on the ultrasonic waves transmitted in the first phase, and ultrasonic waves transmitted in the second phase Receiving means for receiving an echo based on the ultrasonic wave, and a signal of a sum of an echo received signal based on the ultrasonic wave transmitted in the first phase and an echo received signal based on the ultrasonic wave transmitted in the second phase. An ultrasonic imaging apparatus, comprising: a calculating unit for calculating. 【請求項９】 被検体に超音波を送波しそのエコーの第
２高調波成分を利用する超音波撮像装置において、基本
周波数より所定周波数だけ高い周波数の信号と前記基本
周波数より前記所定周波数だけ低い周波数の信号とを合
成した送信信号に基づく超音波を被検体に送波する送波
手段を具備することを特徴とする超音波撮像装置。9. An ultrasonic imaging apparatus for transmitting an ultrasonic wave to a subject and utilizing a second harmonic component of an echo thereof, wherein a signal having a frequency higher than a fundamental frequency by a predetermined frequency and only the predetermined frequency above the fundamental frequency. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a transmitting unit configured to transmit an ultrasonic wave to a subject based on a transmission signal obtained by combining a low-frequency signal. 【請求項１０】 被検体に超音波を送波する送波手段
と、前記送波した超音波に基づくエコーを受信する受信
手段と、前記エコー受信信号をその基本波の半波長分ず
らした信号と前記エコー受信信号との和の信号を求める
演算手段とを具備することを特徴とする超音波撮像装
置。10. A transmitting means for transmitting an ultrasonic wave to a subject, a receiving means for receiving an echo based on the transmitted ultrasonic wave, and a signal obtained by shifting the echo reception signal by a half wavelength of its fundamental wave. And an arithmetic means for calculating a sum signal of the echo reception signal. 【請求項１１】 被検体に超音波を送波しそのエコーの
第２高調波成分を利用する超音波撮像装置において、超
音波ビームの形成に関わる１対の振動子について前記１
対の振動子から送波された超音波が形成する送波ビーム
において振動周波数の第２高調波成分が互いに打ち消し
合う位相となるように１対の送信信号で駆動する駆動手
段と、前記１対の振動子の受信信号が形成する受波ビー
ムにおいて振動周波数の第２高調波成分が互いに強め合
う位相となるように１対の受信信号を加算する加算手段
とを具備することを特徴とする超音波撮像装置。11. An ultrasonic imaging apparatus that transmits an ultrasonic wave to a subject and uses the second harmonic component of the echo of the ultrasonic wave, wherein the pair of transducers involved in the formation of an ultrasonic beam is the one described above.
Drive means for driving with a pair of transmission signals so that the second harmonic components of the vibration frequency have a phase that cancels each other in the transmission beam formed by the ultrasonic waves transmitted from the pair of transducers; An adder that adds a pair of received signals so that the second harmonic component of the vibration frequency has a mutually reinforcing phase in the received beam formed by the received signal of the oscillator Sound wave imaging device. 【請求項１２】 被検体に超音波を送波しそのエコーの
第２高調波成分を利用する超音波撮像装置において、被
検体内を超音波ビームで３次元的に走査する走査手段
と、エコー受信信号から被検体内の注目点の変位を求め
る変位算出手段と、前記注目点の変位に基づいて関心領
域を追跡する追跡手段とを具備することを特徴とする超
音波撮像装置。12. An ultrasonic imaging apparatus, wherein ultrasonic waves are transmitted to a subject and the second harmonic component of the echo is used, a scanning means for three-dimensionally scanning the inside of the subject with an ultrasonic beam, and an echo. An ultrasonic imaging apparatus comprising: a displacement calculating unit that obtains a displacement of a point of interest in a subject from a received signal; and a tracking unit that tracks a region of interest based on the displacement of the point of interest. 【請求項１３】 第１の周波数を含む周波数帯域を有す
る第１の振動子と、前記第１の周波数の２倍の周波数を
含む周波数帯域を有する第２の振動子とを具備すること
を特徴とする超音波探接触子。13. A first oscillator having a frequency band including a first frequency, and a second oscillator having a frequency band including a frequency twice the first frequency. Ultrasonic probe contact. 【請求項１４】 可溶性のマイクロバルーンの粒径分布
が実質的に１：２以内であることを特徴とする超音波造
影剤。14. An ultrasonic contrast agent, wherein the particle size distribution of soluble microballoons is substantially within 1: 2.