JPH10118065A - Ultrasonograph - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To obtain a contrasted image with good S/N ratio by a method wherein amt. of time sequential phase change of tissues is estimated from an echo signal on every sampling point of the crosssection of a photographing image to correct the phase of the echo signal and thereafter, bypass-filter processing between frames of the echo signal is performed. SOLUTION: Ultrasonic reflected waves returned to a probe 11 are received by a group of oscillators and they are converted to echo signals with coresponding amt. of electric voltage on every receiving channel and are transferred to a receiving system circuit 13. In the receiving system circuit 13, the echo signals are amplified and converted to digital quantities by an A/D converter and they are delay-controlled by the delayed time corresponding to a required receiving focus in a receiving delay circuit and are added by an adder. A phase correction processing part 14 estimates the phase change between frames of tissue scattering components in the echo signals by using the echo signals themselves to correct the phase in accordance with the amt. of phase change. A filter part 15 between frames performs bypass-filter processing to these echo signals.

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、超音波診断装置に
係り、とくに、組織からの超音波エコー成分よりも強度
の小さい血流からの超音波エコー成分を的確に検出して
血流分布像を得る超音波診断装置に関する。中でも、お
もに、被検体の血管内に注入した超音波造影剤の超音波
散乱波を利用したり、超音波造影剤の強い非線形散乱特
性に因ってエコー信号が増強される性質を利用して超音
波造影剤の２次元分布像（すなわち、血流分布像）を得
る超音波診断装置に関する。また、超音波造影剤を注入
しないで、かかる血流分布像を得る超音波診断装置にも
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus which detects an ultrasonic echo component from a blood flow having a smaller intensity than an ultrasonic echo component from a tissue to accurately detect a blood flow distribution image. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining the above. Among them, mainly, the use of the ultrasonic scattered wave of the ultrasonic contrast agent injected into the blood vessel of the subject or the use of the property that the echo signal is enhanced due to the strong nonlinear scattering characteristic of the ultrasonic contrast agent The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a two-dimensional distribution image of an ultrasonic contrast agent (that is, a blood flow distribution image). The present invention also relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that obtains such a blood flow distribution image without injecting an ultrasonic contrast agent.

【０００２】[0002]

【従来の技術】超音波診断装置は、超音波信号を被検体
内に送信し、その反射信号に基づいて被検体の組織構造
や血流の情報を得る装置である。とくに、被検体内の血
流分布像を得る場合、超音波信号のドプラ効果を利用す
る超音波カラードプラ法を実施する装置が多用されてい
る。2. Description of the Related Art An ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that transmits an ultrasonic signal into a subject and obtains information on a tissue structure and a blood flow of the subject based on a reflected signal. In particular, when obtaining a blood flow distribution image in a subject, an apparatus that performs an ultrasonic color Doppler method using the Doppler effect of an ultrasonic signal is often used.

【０００３】その一方で、近年、超音波造影剤を静脈か
ら注入して左心系の評価が可能な超音波診断法が試みら
れている。この診断法は、超音波造影剤の非線形散乱特
性を利用した高調波造影モード法（単に「ハーモニック
モード法」とも呼ばれる）として研究されている。この
撮像法は、送信した超音波信号の基本波成分が超音波造
影剤で散乱するときに生じる高次の高調波成分（例えば
２次高調波成分）を受信エコーからフィルタにより抽出
して映像化することを要旨とするものである。この静脈
注入によるハーモニックモード法は、動脈注入に拠るも
のよりも被検体への侵襲性が著しく低いことも手伝っ
て、頭部、腹部などの診断への有用性の期待も高く、現
在、試験・研究が盛んに行われている。On the other hand, in recent years, an ultrasonic diagnostic method capable of evaluating the left heart system by injecting an ultrasonic contrast agent from a vein has been attempted. This diagnostic method has been studied as a harmonic contrast mode method (also simply referred to as "harmonic mode method") utilizing the nonlinear scattering characteristics of an ultrasonic contrast agent. In this imaging method, a higher harmonic component (for example, a second harmonic component) generated when a fundamental component of a transmitted ultrasonic signal is scattered by an ultrasonic contrast agent is extracted from a received echo by a filter to be imaged. The gist is to do. The harmonic mode method based on intravenous infusion is expected to be useful for diagnosis of the head and abdomen, because it is significantly less invasive to the subject than that based on arterial infusion. Research is being actively conducted.

【０００４】また、このような状況の元で、心筋、腹部
の抹消部位など、血管周囲の組織エコー（「固定エコ
ー」または「クラッタ成分」とも呼ばれる）の影響が大
きい部位においても、静脈注入に拠るハーモニックモー
ド法を実施して、組織エコーの影響を極力排除した、造
影剤に拠る血流の輝度増強像を得ることができる超音波
診断装置の研究も試みられている。[0004] Under such circumstances, venous infusion can be performed even in a site such as a myocardium or an abdominal peripheral site where tissue echo (also called "fixed echo" or "clutter component") around the blood vessel has a large effect. An ultrasonic diagnostic apparatus capable of obtaining a brightness-enhanced image of a blood flow due to a contrast agent, in which the influence of a tissue echo is eliminated as much as possible by performing a harmonic mode method based on the method, has also been attempted.

【０００５】[0005]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たハーモニックモード法には、依然として以下のような
未解決の課題が在る。However, the above-described harmonic mode method still has the following unresolved problems.

【０００６】（１）生体組織内を伝搬する超音波信号に
は、その周波数に比例して減衰する性質が在ることが知
られている。従来のハーモニックモード法で用いる高周
波成分は基本波成分の整数倍の周波数成分、すなわち基
本波成分よりも大きな周波数成分である。このため、高
周波成分の生体内での減衰（生体減衰）は基本波成分を
映像化する場合よりも大きく、したがってハーモニック
モード法は通常の断層像法の場合よりもＳ／Ｎ比が低く
なってしまう。また、生体減衰の割合は超音波信号の伝
搬距離に比例するので、生体深部（伝搬距離が長くな
る）になるにつれて生体減衰の影響はより顕著になる。
この結果、従来のハーモニックモード法の場合、Ｓ／Ｎ
比の低下は必然であったから、逆に言えば、基本波成分
を映像化する通常の断層像よりも浅い部位までしか画像
（血流像）として実用に供しないという未解決の問題が
あった。(1) It is known that an ultrasonic signal propagating in a living tissue has a property of attenuating in proportion to the frequency. The high-frequency component used in the conventional harmonic mode method is a frequency component that is an integral multiple of the fundamental component, that is, a frequency component that is larger than the fundamental component. For this reason, the attenuation of the high-frequency component in the living body (biological attenuation) is larger than that in the case where the fundamental wave component is imaged. Therefore, the S / N ratio of the harmonic mode method is lower than that of the normal tomographic image method. I will. Further, since the ratio of the biological attenuation is proportional to the propagation distance of the ultrasonic signal, the effect of the biological attenuation becomes more remarkable as the depth increases (the propagation distance increases).
As a result, in the case of the conventional harmonic mode method, S / N
Conversely, there was an unsolved problem that only a portion shallower than a normal tomographic image for imaging the fundamental wave component was used as an image (blood flow image) because the ratio was inevitably reduced. .

【０００７】また、従来のハーモニックモード法の場
合、基本波成分除去のために高次フィルタを多数チャン
ネル用意しなければならず、受信用のフィルタ回路の規
模が大型化するという問題もあった。In addition, in the case of the conventional harmonic mode method, a large number of high-order filters must be prepared in order to remove the fundamental wave component, and there is a problem that the scale of the receiving filter circuit becomes large.

【０００８】ましてや、超音波造影剤の中には、造影効
果が小さい（すなわち、非線形散乱特性が良好ではな
く、高次高調波成分の強度が低い）種類のものがあるか
ら、そのような造影剤を採用した場合、上述した不都合
はより顕著になる。Furthermore, among the ultrasonic contrast agents, there are some which have a small contrast effect (that is, the nonlinear scattering characteristics are not good and the intensity of high-order harmonic components is low). When the agent is employed, the above-mentioned disadvantages become more remarkable.

【０００９】（２）高次の高周波成分を受信エコーから
抽出する手段として、従来では、基本波成分を除去する
フィルタが使用されているが、このフィルタにおける基
本波成分の漏れの問題も未解決であった。つまり、心
筋、腹部の抹消部位など、血管周囲から生じる組織エコ
ーの基本波成分の強度が非常に大きい場合、フィルタで
は基本波成分を十分に減衰させることができず、漏れを
生じる。この結果、高周波成分のみを確実に抽出すると
いう目的は十分に果たせず、高周波成分による造影効果
が低くなってしまう。(2) As a means for extracting a high-order high-frequency component from a received echo, a filter for removing a fundamental wave component is conventionally used, but the problem of leakage of the fundamental wave component in this filter has not been solved. Met. That is, when the intensity of the fundamental wave component of the tissue echo generated around the blood vessel, such as the myocardium or the peripheral part of the abdomen, is extremely large, the filter cannot sufficiently attenuate the fundamental wave component, causing leakage. As a result, the purpose of reliably extracting only the high-frequency components cannot be sufficiently fulfilled, and the contrast effect by the high-frequency components decreases.

【００１０】本発明は、このような従来のハーモニック
モード法の未解決の問題に鑑みてなされたもので、従来
よりも深い生体部位においても十分診断に耐え得る高Ｓ
／Ｎ比の、超音波造影剤の輝度増強を確実に反映した血
流画像を提供することを、第１の目的とする。The present invention has been made in view of such an unsolved problem of the conventional harmonic mode method, and has a high S which can sufficiently endure a diagnosis even in a deeper body part than before.
It is a first object of the present invention to provide a blood flow image that reliably reflects the brightness enhancement of an ultrasonic contrast agent at a / N ratio.

【００１１】また、血管周囲から生じる組織エコーの基
本波成分の強度が非常に大きい場合であっても、エコー
信号中の基本波成分を十分に低減させ、基本波成分の漏
れを確実に防止して、超音波造影剤の非線形散乱特性に
因る高周波成分（非基本波成分）の輝度増強効果を良好
に反映した、血流検出能および診断能の高い画像を提供
することを、第２の目的とする。Further, even when the intensity of the fundamental wave component of the tissue echo generated from the periphery of the blood vessel is extremely large, the fundamental wave component in the echo signal is sufficiently reduced, and leakage of the fundamental wave component is reliably prevented. A second object of the present invention is to provide an image having a high blood flow detection ability and a high diagnostic ability, in which the brightness enhancement effect of a high frequency component (a non-fundamental wave component) caused by the nonlinear scattering characteristics of an ultrasonic contrast agent is favorably reflected. Aim.

【００１２】[0012]

【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成さ
せるため、本発明の第１の態様に係る超音波診断装置
は、超音波および電気量の信号を互いに双方向に変換可
能なプローブと、このプローブを駆動して被検体の断層
面を超音波スキャンする駆動手段と、前記プローブの駆
動に伴って当該プローブから時系列的に出力される前記
超音波スキャンに呼応した電気量のエコー信号を受信す
る受信手段と、この受信手段から出力されるエコー信号
から成る複数フレーム分の受信データに基づき前記断層
面の各サンプル点のフレーム方向のエコー信号列の位相
変化を補正する位相補正手段と、この位相補正手段が位
相補正したエコー信号列から信号変化の少ない成分を除
去するフィルタリング手段と、このフィルタリング手段
の出力信号に基づき前記断層面の超音波画像データを生
成する画像データ生成手段と、この画像データ生成手段
が生成した画像データを表示する表示手段とを備えたこ
とを特徴とする。In order to achieve the first object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first aspect of the present invention comprises a probe capable of bidirectionally converting ultrasonic and electric signals. Driving means for driving the probe to ultrasonically scan the tomographic plane of the subject; and echoes of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output in chronological order from the probe as the probe is driven. Receiving means for receiving a signal, and phase correcting means for correcting a phase change of an echo signal train in a frame direction at each sample point on the tomographic plane based on received data for a plurality of frames composed of echo signals output from the receiving means. Filtering means for removing a component having a small signal change from the echo signal sequence phase-corrected by the phase correcting means; and An image data generation means for generating an ultrasound image data of the serial tomographic plane, and further comprising a display means for displaying the image data which the image data generating means has generated.

【００１３】具体的には、前記信号変化の少ない成分
は、前記被検体の組織からの超音波信号の散乱に対応し
た信号成分であり、当該被検体の血流からの超音波信号
の散乱に対応した信号成分の変化よりも小さい値であ
る。More specifically, the component having a small signal change is a signal component corresponding to the scattering of the ultrasonic signal from the tissue of the subject, and the component of the signal having a small change in the ultrasonic signal from the blood flow of the subject. The value is smaller than the corresponding change in the signal component.

【００１４】前記エコー信号は、前記被検体に注入した
超音波造影剤による超音波信号の散乱を反映した成分を
含む信号である。好適には、前記位相補正手段は、前記
エコー信号列の位相変化を当該エコー信号列自体から推
定する推定手段と、この推定手段の推定量に基づいて前
記エコー信号列の位相を補正する補正処理手段とを備え
る。前記画像データ生成手段は、例えば、前記フィルタ
リング手段から時系列的に出力された信号を検波する検
波器と、この検波器の出力信号を対数圧縮する対数圧縮
器とを備える。さらに、前記フィルタリング手段は、前
記信号変化の少ない成分を除去するハイパスフィルタを
備える。The echo signal is a signal containing a component reflecting the scattering of the ultrasonic signal by the ultrasonic contrast agent injected into the subject. Preferably, the phase correction unit includes an estimation unit that estimates a phase change of the echo signal sequence from the echo signal sequence itself, and a correction process that corrects the phase of the echo signal sequence based on the estimation amount of the estimation unit. Means. The image data generating means includes, for example, a detector for detecting a signal output in time series from the filtering means, and a logarithmic compressor for logarithmically compressing an output signal of the detector. Further, the filtering means includes a high-pass filter for removing the component having a small signal change.

【００１５】この第１の態様の装置は、例えば視野深度
が深く、非基本波成分による画像化が不利な場合には上
述した態様の超音波診断装置による診断が好適である。
生体内において、血流は組織内を移動しているので、血
中に投与された超音波造影剤は組織に対して相対速度を
有する。ここでは、受信したエコー信号の内の組織から
のエコー成分が支配的に大きいという性質が利用されて
いる。エコー信号自体を用いて組織の移動（体動など）
に伴う時系列的な位相変化量が推定され、この推定位相
量を用いてエコー信号が位相補正される。位相補正され
たエコー信号はその後に、フレーム間のハイパスフィル
タ処理に付される。この結果、位相補正されたエコー信
号に含まれる時系列的に固定の組織散乱成分が除去さ
れ、時間的に位相変動の大きな成分、すなわち組織に対
して移動している造影剤散乱成分のみが好適に抽出され
る。The apparatus according to the first aspect is preferably diagnosed by the ultrasonic diagnostic apparatus according to the above-described aspect, for example, when the depth of field is deep and imaging with a non-fundamental component is disadvantageous.
In a living body, the blood flow is moving through the tissue, so that the ultrasound contrast agent administered into the blood has a relative speed to the tissue. Here, the property that the echo component from the tissue in the received echo signal is dominantly large is used. Movement of tissue using the echo signal itself (body movement, etc.)
Is estimated in time series, and the echo signal is phase corrected using the estimated phase amount. The phase-corrected echo signal is then subjected to inter-frame high-pass filtering. As a result, a time-series fixed tissue scattering component included in the phase-corrected echo signal is removed, and only a component having a large temporal phase variation, that is, only a contrast agent scattering component moving with respect to the tissue is preferable. Is extracted.

【００１６】第１の態様の装置の変形として、前記対数
圧縮器と前記表示手段との間に、当該対数圧縮器の出力
信号から成る複数フレーム分のデータをその各ピクセル
について重み付け加算する処理手段を介挿することもで
きる。この場合には、超音波造影剤を注入しなくても撮
像できる。As a modification of the device according to the first aspect, processing means for weighting and adding data of a plurality of frames composed of output signals of the logarithmic compressor for each pixel between the logarithmic compressor and the display means. Can also be inserted. In this case, imaging can be performed without injecting an ultrasonic contrast agent.

【００１７】また、第２の目的を達成するため、本発明
の第２の態様に係る超音波診断装置は、超音波および電
気量の信号を互いに双方向に変換可能なプローブと、基
本波成分に対する非基本波成分のレベルを減少させて実
質的にその基本波成分から成る駆動パルス信号で前記プ
ローブを駆動して被検体の断層面を超音波スキャンする
駆動手段と、前記プローブの駆動に伴って当該プローブ
から時系列的に出力される前記超音波スキャンに呼応し
た電気量のエコー信号を受信する受信手段と、この受信
手段から出力されるエコー信号から成る複数フレーム分
の受信データのフレーム方向のエコー信号列から信号変
化の少ない成分を前記断層面の各サンプル点毎に除去す
るフィルタリング手段と、このフィルタリング手段の出
力信号に基づき前記断層面の超音波画像データを生成す
る画像データ生成手段と、この画像データ生成手段が生
成した画像データを表示する表示手段とを備え、前記被
検体に超音波造影剤を注入した状態で使用する。In order to achieve the second object, an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second aspect of the present invention comprises a probe capable of bidirectionally converting ultrasonic signals and electric quantity signals to each other, and a fundamental wave component. Driving means for reducing the level of the non-fundamental wave component with respect to and driving the probe with a drive pulse signal substantially consisting of the fundamental wave component to ultrasonically scan the tomographic plane of the subject; and driving the probe Receiving means for receiving an echo signal of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output in time series from the probe, and a frame direction of a plurality of frames of received data composed of the echo signals output from the receiving means. Filtering means for removing a component having a small signal change from the echo signal train of each of the sample points on the tomographic plane, and a filter based on an output signal of the filtering means. An image data generating means for generating ultrasonic image data of the tomographic plane, and a display means for displaying the image data generated by the image data generating means are used in a state where an ultrasonic contrast agent is injected into the subject. .

【００１８】好適には、前記駆動手段は、実質的に前記
基本波成分を通過させ且つ前記非基本波成分（例えば２
次高調波成分）を通過させるフィルタを備え、このフィ
ルタから出力された前記駆動パルス信号を前記プローブ
に供給する。また、前記フィルタリング手段は、前記信
号変化の少ない成分を除去するハイパスフィルタを備え
る。さらに、前記受信手段は、前記エコー信号を整相加
算する整相加算手段と、この整相加算手段で整相加算さ
れた信号から前記基本波成分および前記非基本波成分を
各別に抽出する第１および第２のフィルタ手段と、この
第１および第２のフィルタ手段の抽出信号の一方を選択
して前記フィルタリング手段に供給する選択手段とを備
えることが望ましい。Preferably, the driving means substantially passes the fundamental wave component and transmits the non-fundamental wave component (for example, 2 fundamental wave component).
And a filter that passes the second harmonic component), and supplies the drive pulse signal output from the filter to the probe. Further, the filtering means includes a high-pass filter for removing the component having a small signal change. Further, the receiving means includes a phasing addition means for phasing addition of the echo signal, and a second phasing addition means for extracting the fundamental wave component and the non-fundamental wave component separately from the signal phasing added by the phasing addition means. It is desirable to have first and second filter means, and selection means for selecting one of the extracted signals of the first and second filter means and supplying the selected signal to the filtering means.

【００１９】この第２の態様の装置は、対象とする視野
深度が浅く、非基本波成分による画像化が有利な場合に
好適に適用される。駆動手段から被検体に入射される超
音波ビーム信号は実質的に基本波成分のみとなるから、
エコー信号に含まれる非基本波成分は造影剤の非線形散
乱に依存したものとなる。この非基本波成分の信号が画
像化され、造影剤の流れ、すなわち血流が把握される。
ここでの受信系には、非基本波成分を抽出する手段に加
えて、フレーム間のハイパスフィルタ処理が実施され、
ドプラ偏移の少ない基本波成分の漏れが一層低減され、
非基本波成分が確実に検出される。この結果、非基本波
成分／基本波成分の比が改善される。The apparatus according to the second aspect is suitably applied to a case where the target depth of field is small and imaging with a non-fundamental wave component is advantageous. Since the ultrasonic beam signal incident on the subject from the driving means is substantially only the fundamental wave component,
The non-fundamental wave component included in the echo signal depends on the non-linear scattering of the contrast agent. The signal of the non-fundamental wave component is imaged, and the flow of the contrast agent, that is, the blood flow is grasped.
In the receiving system here, in addition to the means for extracting the non-fundamental wave component, high-pass filtering between frames is performed,
Leakage of fundamental wave components with little Doppler shift is further reduced,
Non-fundamental wave components are reliably detected. As a result, the ratio of the non-fundamental component / fundamental component is improved.

【００２０】さらに本発明では、第１、第２の目的を選
択的に達成できる、第３の態様の超音波診断装置も提供
できる。具体的には、超音波および電気量の信号を互い
に双方向に変換可能なプローブを備える超音波診断装置
において、被検体に注入した超音波造影剤が超音波信号
を散乱した成分に基づく第１の撮像モードおよびその超
音波造影剤の超音波信号に対する非線形散乱に起因した
成分に基づく第２の撮像モードの内の一方を択一的に指
令する指令手段と、前記指令手段により前記第１の撮像
モードが指令されたときに駆動パルス信号で前記プロー
ブを駆動して被検体の断層面を超音波スキャンする第１
の駆動手段と、前記指令手段により前記第２の撮像モー
ドが指令されたときに基本波成分に対する非基本波成分
のレベルを減少させて実質的にその基本波成分から成る
駆動パルス信号で前記プローブを駆動して被検体の断層
面を超音波スキャンする第２の駆動手段と、前記プロー
ブの駆動に伴って当該プローブから時系列的に出力され
る前記超音波スキャンに呼応した電気量のエコー信号を
受信して整相加算する手段を含む受信処理手段と、前記
指令手段により前記第２の撮像モードが指令されたとき
に前記受信処理手段で整相加算されたエコー信号から前
記非基本波成分を抽出する抽出手段と、前記受信処理手
段により整相加算されたエコー信号から成る複数フレー
ム分の受信データまたは前記抽出手段により抽出された
信号から成る複数フレーム分の受信データのいずれか一
方に基づき前記断層面の各サンプル点のフレーム方向の
エコー信号列から信号変化の少ない成分を除去するフィ
ルタリング手段を含むフレーム間データ処理手段と、こ
のフィルタリング手段の出力信号に基づき前記断層面の
超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、こ
の画像データ生成手段が生成した画像データを表示する
表示手段とを備えたことを特徴とする。Further, according to the present invention, there can be provided an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third aspect, which can selectively achieve the first and second objects. Specifically, in an ultrasonic diagnostic apparatus including a probe capable of bidirectionally converting an ultrasonic signal and a signal of an electric quantity to each other, an ultrasonic contrast agent injected into a subject is based on a first component based on a scattered ultrasonic signal. Command means for selectively instructing one of a second imaging mode based on a component caused by non-linear scattering of the ultrasound signal of the ultrasound contrast agent with respect to the ultrasound signal of the ultrasound contrast agent, and the first means by the command means. A first step of driving the probe with a drive pulse signal when an imaging mode is instructed and ultrasonically scanning a tomographic plane of the subject;
And the probe is driven by a drive pulse signal substantially consisting of the fundamental wave component by reducing the level of the non-fundamental wave component with respect to the fundamental wave component when the second imaging mode is commanded by the command means. Second driving means for driving the probe to ultrasonically scan the tomographic plane of the subject, and an echo signal of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output from the probe in time series with the driving of the probe Receiving processing means including means for receiving and phasing and adding, and the non-fundamental wave component from the echo signal phasing and added by the receiving processing means when the second imaging mode is commanded by the command means. Extracting means for extracting a plurality of frames of received data composed of echo signals subjected to phasing and addition by the reception processing means or a plurality of data composed of signals extracted by the extracting means. Inter-frame data processing means including filtering means for removing a component having a small signal change from the echo signal sequence in the frame direction of each sample point on the tomographic plane based on one of the received data for the frames, and an output of the filtering means An image data generating means for generating ultrasonic image data of the tomographic plane based on a signal, and a display means for displaying the image data generated by the image data generating means are provided.

【００２１】好適には、前記フレーム間データ処理手段
は、前記指令手段により前記第１の撮像モードが指令さ
れたときにのみ、前記受信処理手段から出力されるエコ
ー信号から成る複数フレーム分の受信データに基づき前
記断層面の各サンプル点のフレーム方向のエコー信号列
の位相変化を補正する位相補正手段を備える。Preferably, the inter-frame data processing means receives the plurality of frames of echo signals output from the reception processing means only when the first imaging mode is commanded by the command means. A phase correction unit configured to correct a phase change of an echo signal sequence in a frame direction at each sample point on the tomographic plane based on the data.

【００２２】さらに好適には、前記指令手段は、前記第
１および第２の駆動手段の出力段に共用状態で介挿され
た送信切換スイッチと、前記受信処理手段および前記抽
出手段と前記フレーム間データ処理手段との間に介挿さ
れた受信切換スイッチと、検査者が前記第１および第２
の撮像モードをマニュアルで択一的に指令可能な操作器
と、この操作器への操作内容に応じて前記送信切換スイ
ッチおよび前記受信切換スイッチを切り換える切換制御
手段とを備える。More preferably, the command means is a transmission change-over switch inserted in an output stage of the first and second drive means in a shared state, and is provided between the reception processing means and the extraction means and the frame. A receiving selector switch inserted between the first and second data processing means;
And a switching control means for switching between the transmission switch and the reception switch in accordance with the operation of the controller.

【００２３】[0023]

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面に基づき説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.

【００２４】（第１の実施の形態）第１の実施形態に係
る超音波診断装置を図１〜図６を参照して説明する。な
お、ここでの超音波診断装置は、超音波造影剤を静脈注
入して撮像するが、その画像化は超音波造影剤の非線形
散乱特性には特に依存せず、受信エコーに含まれる超音
波造影剤からの反射成分全体（すなわち基本波、非基本
波の両成分が含まれる）を検出して血流分布像を２次元
表示するコントラストエコー法を実施するものである。(First Embodiment) An ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment will be described with reference to FIGS. Note that the ultrasonic diagnostic apparatus here captures an image by injecting an ultrasonic contrast agent into a vein, but the imaging is not particularly dependent on the nonlinear scattering characteristics of the ultrasonic contrast agent, and the ultrasonic wave included in the received echo is A contrast echo method for detecting the entire reflection component from a contrast agent (that is, including both fundamental and non-fundamental components) and displaying a blood flow distribution image two-dimensionally is performed.

【００２５】Ａ：全体構成およびその動作 図１に示す超音波診断装置は、被検体の体表に当接させ
て使用する超音波プローブ１１を備えるとともに、この
超音波プローブ１１に接続された送信系回路１２および
受信系回路１３、その受信系回路の出力側に装備された
位相補正処理部１４およびフレーム間フィルタ処理部１
５、ならびに、フレーム間フィルタ処理部の出力側に装
備された検波器１６、対数圧縮器１７、および表示器１
８を備える。 A: Overall Configuration and Operation The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 includes an ultrasonic probe 11 to be used in contact with the body surface of a subject, and a transmission connected to the ultrasonic probe 11. System circuit 12 and reception system circuit 13, phase correction processing unit 14 and inter-frame filter processing unit 1 provided on the output side of the reception system circuit
5, and a detector 16, a logarithmic compressor 17, and a display 1 provided on the output side of the inter-frame filtering unit
8 is provided.

【００２６】超音波プローブ１１はその先端部分に、機
械的振動と電気的信号とを可逆的に変換可能な複数の圧
電素子を１次元的に配列した振動子を備えている。圧電
素子の１つまたは隣接する複数個が、各チャンネルの超
音波信号の送受信を担っており、送受信回路１２および
受信回路１３に接続されている。The ultrasonic probe 11 is provided at its tip with a vibrator in which a plurality of piezoelectric elements capable of reversibly converting mechanical vibrations and electric signals are arranged one-dimensionally. One or a plurality of adjacent piezoelectric elements are responsible for transmitting and receiving the ultrasonic signal of each channel, and are connected to the transmitting / receiving circuit 12 and the receiving circuit 13.

【００２７】送信系回路１２は、図示しないクロック発
生器、分周器、送信遅延回路、およびパルサを備えてい
る。クロック発生器は所定のクロックパルスを発生し、
このクロックパルスが分周器で例えば６ｋＨｚのレート
パルスに分周されるようになっている。このレートパル
スは所定チャンネル数だけ介挿されている送信遅延回路
に分配され、送信遅延回路のそれぞれによって各送信チ
ャンネルの遅延時間が与えられる。遅延時間パターン
は、送信チャンネル全体として、超音波信号をビーム状
に集束するための第１の遅延時間要素と、超音波ビーム
を送信（走査）方向に振る第２の遅延時間要素との和に
より決められ、この遅延時間パターンから送信チャンネ
ル個々の遅延時間が決められている。第２の遅延時間要
素を制御することにより、例えばセクタ電子スキャン、
リニア電子スキャン、コンベックス電子スキャンなどが
行われる。The transmission circuit 12 includes a clock generator, a frequency divider, a transmission delay circuit, and a pulser (not shown). The clock generator generates a predetermined clock pulse,
This clock pulse is frequency-divided by a frequency divider into, for example, a 6 kHz rate pulse. The rate pulse is distributed to transmission delay circuits interposed by a predetermined number of channels, and each transmission delay circuit gives a delay time of each transmission channel. The delay time pattern is determined by the sum of a first delay time element for converging an ultrasonic signal into a beam and a second delay time element for oscillating an ultrasonic beam in a transmission (scanning) direction for the entire transmission channel. The delay time of each transmission channel is determined from the delay time pattern. By controlling the second delay time element, for example, sector electronic scan,
Linear electronic scan, convex electronic scan, and the like are performed.

【００２８】送信遅延が掛けられたレートパルスのそれ
ぞれは、送信チャンネル毎のパルサに供給される。パル
サは各々、レートパルスの受信時に、パルス状の駆動電
圧を発生し、この駆動電圧がプローブ１１の送信チャン
ネル毎の圧電素子に与えられる。これにより、圧電素子
から超音波信号が発生し、プローブ全体として送信フォ
ーカスが掛けられた超音波ビーム信号が被検体内に送信
される。Each of the rate pulses to which the transmission delay has been applied is supplied to a pulser for each transmission channel. Each of the pulsers generates a pulse-shaped drive voltage when receiving a rate pulse, and the drive voltage is applied to the piezoelectric element for each transmission channel of the probe 11. As a result, an ultrasonic signal is generated from the piezoelectric element, and an ultrasonic beam signal with transmission focus applied to the entire probe is transmitted into the subject.

【００２９】この超音波ビーム信号は被検体内の音響イ
ンピーダンスが異なる境界で反射し、その一部が超音波
プローブ１１に戻ってくる。戻ってきた超音波反射波
は、超音波プローブ１１の受信を担う振動子群で受信さ
れ、受信チャンネル毎に、対応する電圧量のエコー信号
に変換される。このエコー信号は受信チャンネル毎に、
受信系回路１３に送られる。The ultrasonic beam signal is reflected at the boundary where the acoustic impedance in the subject is different, and a part of the ultrasonic beam signal returns to the ultrasonic probe 11. The returned ultrasonic reflected wave is received by a group of transducers responsible for reception of the ultrasonic probe 11, and is converted into an echo signal of a corresponding voltage amount for each reception channel. This echo signal is
The signal is sent to the receiving circuit 13.

【００３０】受信系回路１３は図示していないが、受信
チャンネル毎のプリアンプ、Ａ／Ｄ変換器、および受信
遅延回路と、受信遅延出力全体を加算する加算器とを備
える。このため、受信チャンネル毎に、エコー信号がプ
リアンプで増幅され、さらにＡ／Ｄ変換器でデジタル量
に変換される。このＡ／Ｄ変換器では１本の走査線に対
して、例えば０．５ｍｍ間隔に相当するサンプリング周
波数でサンプリングされ、そのサンプル点毎にデジタル
信号に変換される。デジタル化されたエコー信号は、受
信チャンネル毎に、受信遅延回路で所望の受信フォーカ
スに対応した遅延時間だけ遅延制御される。この遅延制
御に係る遅延時間パターンも、ビーム状の集束のための
第１の遅延時間要素と、反射波の受信方向を決めるため
の第２の遅延時間要素との和に応じて決められ、その遅
延時間パターンから個々の受信チャンネルの遅延時間が
決められる。この受信方向と送信（走査）方向とは通
常、一致させて使用される。受信遅延制御された受信チ
ャンネル毎のエコー信号は加算器に送られて加算され
る。この加算により、所望の受信方向からの反射成分が
強調されたデジタル量のエコー信号が演算上で形成さ
れ、受信フォーカスが掛けられる。このエコー信号に
は、被検体の組織間の音響インピーダンスの違いを反映
した振幅情報と、血流などの移動体の動き（運動速度）
を反映した位相情報（ドプラ情報）とが含まれる。エコ
ー信号は後段のフレーム間フィルタ処理部１５に与えら
れる。なお、上述した受信遅延回路および加算器の具体
例としては、例えば特公平６−１４９３４号に記載のデ
ジタルビームフォーマが好適である。Although not shown, the reception system circuit 13 includes a preamplifier, an A / D converter, and a reception delay circuit for each reception channel, and an adder for adding the entire reception delay output. For this reason, for each reception channel, the echo signal is amplified by the preamplifier and further converted to a digital amount by the A / D converter. In this A / D converter, one scanning line is sampled at a sampling frequency corresponding to, for example, 0.5 mm intervals, and is converted into a digital signal at each sampling point. The digitized echo signal is delay-controlled by a reception delay circuit for each reception channel by a delay time corresponding to a desired reception focus. The delay time pattern according to this delay control is also determined according to the sum of a first delay time element for beam-like focusing and a second delay time element for determining the receiving direction of the reflected wave. The delay time of each reception channel is determined from the delay time pattern. The receiving direction and the transmitting (scanning) direction are usually used in agreement. The echo signals for each reception channel whose reception delay is controlled are sent to an adder and added. With this addition, a digital amount of an echo signal in which a reflection component from a desired reception direction is emphasized is arithmetically formed, and the reception focus is applied. This echo signal includes amplitude information reflecting the difference in acoustic impedance between the tissues of the subject, and movement (movement speed) of a moving body such as blood flow.
And Doppler information reflecting the above. The echo signal is provided to a subsequent inter-frame filter processing unit 15. As a specific example of the reception delay circuit and the adder described above, for example, a digital beamformer described in Japanese Patent Publication No. 6-14934 is suitable.

【００３１】位相補正処理部１４およびフレーム間フィ
ルタ部１５は、例えば図２に示すように一体的に構成さ
れている（これについては後で詳述する）。位相補正処
理部１４は、エコー信号の内の組織散乱成分Ｃｍのフレ
ーム間の位相変化αｍをエコー信号自身を用いて推定
し、その位相変化量に応じて位相補正するようになって
いる。フレーム間フィルタ部１５は低域阻止型の特性を
有するハイパスフィルタを備え、位相補正されたエコー
信号にハイパスフィルタ処理を施し、血流の流れ状態を
反映している超音波造影剤からのエコー成分としてその
殆どを抽出できるようになっている。The phase correction processing section 14 and the inter-frame filter section 15 are integrally formed, for example, as shown in FIG. 2 (this will be described later in detail). The phase correction processing unit 14 estimates a phase change αm between frames of the tissue scattering component Cm in the echo signal using the echo signal itself, and corrects the phase according to the phase change amount. The inter-frame filter unit 15 includes a high-pass filter having low-pass characteristics, performs a high-pass filter process on the phase-corrected echo signal, and reflects an echo component from the ultrasonic contrast agent that reflects a blood flow state. Most of them can be extracted.

【００３２】フレーム間フィルタ処理部１５でハイパス
フィルタ処理された造影剤エコー信号はその後、検波器
１５に送られる。検波器１５はエコー信号の振幅が非常
に小さいことを考慮して、例えば非線形の２乗検波方式
のものが使用される。検波器１５は、振幅変調を受けて
いるエコー信号から振幅を検波して振幅情報を取り出
し、この検波信号を対数圧縮器１７に送る。対数圧縮器
１７は非線形回路で構成され、例えば２²⁰もあるエコー
信号のダイナミックレンジを、例えば表示器１８で扱え
る程度の比較的狭いダイナミックレンジに圧縮する。こ
の圧縮により形成された画像信号が表示器１８に送ら
れ、図示しないＤ／Ａ変換器でアナログ量に戻された
後、ディスプレイに表示される。The contrast agent echo signal which has been subjected to the high-pass filtering by the inter-frame filtering section 15 is thereafter sent to the detector 15. Considering that the amplitude of the echo signal is very small, for example, a non-linear square-law detector is used as the detector 15. The detector 15 detects the amplitude from the echo signal subjected to the amplitude modulation, extracts the amplitude information, and sends the detected signal to the logarithmic compressor 17. Logarithmic compressor 17 is constituted by a non-linear circuit, for example, the dynamic range of the also echo signals 2 ^20, for example, compressed into a relatively narrow dynamic range of a degree that can be handled by the display device 18. The image signal formed by this compression is sent to the display 18 and returned to an analog amount by a D / A converter (not shown), and then displayed on the display.

【００３３】Ｂ：血流画像化の原理 ここで、実施形態を通して具体化されている本発明に係
る血流画像化の原理を図３〜図６に基づいて説明する。 B: Principle of Blood Flow Imaging Here, the principle of blood flow imaging according to the present invention embodied through the embodiments will be described with reference to FIGS.

【００３４】いま、超音波ビーム信号を例えばセクタス
キャンして複数枚のフレームデータを時系列に得る場
合、そのフレームデータが形成する動画像空間は図３に
模式的に示すように表すことができる。同図中、ｒ：走
査断面のスキャン方向の位置、ｄ：走査断面の深さ方向
の位置、ｉ：フレームの番号、である。When a plurality of frames of data are obtained in time series by, for example, sector scanning of an ultrasonic beam signal, a moving image space formed by the frame data can be schematically shown in FIG. . In the figure, r: position in the scanning direction of the scanning section, d: position in the depth direction of the scanning section, and i: frame number.

【００３５】図３の動画像空間ｆ（ｒ，ｄ，ｉ）におい
て、あるフレームｉについて、位置ｒ，ｄを固定したあ
る点に対応する受信エコー信号をｘ_ｉとする。この信号
ｘ_ｉには、組織からの超音波散乱成分（組織散乱成分）
Ｃ_ｉ、血流からの超音波散乱成分（血流散乱成分）
ｂ_ｉ、および血流に含まれる造影剤からの超音波散乱成
分（造影剤散乱成分）Ｓ_ｉが線形加算されて含まれてい
ると考えられ、The moving image space f of FIG. 3 (r, d, i) in, for a certain frame i, the position r, the received echo signal corresponding to a certain point of fixing the d and _{x i.} The signal x _i, ultrasound scattering components from the tissue (tissue scattering component)
C _i , ultrasonic scattering component from blood flow (blood flow scattering component)
It is considered that b _i and the ultrasonic scattering component (contrast agent scattering component) S _i from the contrast agent included in the blood flow are included by linear addition.

【数１】ｘ_ｉ＝Ｃ_ｉ＋Ｓ_ｉ＋ｂ_ｉ ……（１） で記述することができる。組織散乱成分Ｃ_ｉは音場のサ
イドローブに因って血管内に畳み込まれる成分であり、
音場および血管径の条件にも依るが、一般的に血流散乱
成分ｂｉに対して４０〜８０ｄＢ程度の、非常に大きい
パワーを有する。したがって、（１）式は血流散乱成分
ｂｉを無視して、X _i = C _i + S _i + b _i (1) The tissue scattering component C _i is a component that is folded into the blood vessel due to the side lobe of the sound field,
Although it depends on the conditions of the sound field and the blood vessel diameter, it generally has a very large power of about 40 to 80 dB with respect to the blood flow scattering component bi. Therefore, equation (1) ignores the blood flow scattering component bi,

【数２】 と書き換えられる。(Equation 2) Is rewritten as

【００３６】[0036]

【外１】 [Outside 1]

【００３７】[0037]

【数３】 と表すことができる。ここで、α_０，β_０：組織散乱成
分、造影剤散乱成分の最初のデータ（ｍ＝０）の初期位
相、α_ｍ，β_ｍ：組織散乱成分、造影剤散乱成分のｍ番
目のデータの最初のデータに対する位相差を表す（図４
（ａ），（ｂ）参照）。またＣ，Ｓはそれぞれの散乱成
分の振幅成分を表わすもので、図４（ａ），（ｂ）のよ
うに図示できる。同図（ｃ）には、（３）式により記述
された受信エコー信号ｘ_ｍをベクトル量として表す。(Equation 3) It can be expressed as. Here, α ₀ , β ₀ : the initial phase of the first data (m = 0) of the tissue scattering component and the contrast agent scattering component, and α _m and β _m : the m-th data of the tissue scattering component and the contrast agent scattering component. The phase difference with respect to the first data is shown (FIG. 4)
(See (a) and (b)). C and S represent the amplitude components of the respective scattering components, and can be illustrated as shown in FIGS. 4 (a) and 4 (b). In FIG. (C) represents the received echo signals x _m described by (3) as a vector quantity.

【００３８】仮に、Assuming that

【数４】ｘ_ｍ＝Ｘ_ｍ・ｅｘｐ［ｊθ_ｍ］ ……（４） とおくと、X _m = X _m · exp [jθ _m ] (4)

【数５】 (Equation 5)

【数６】 と記述できる。(Equation 6) Can be described.

【００３９】仮に、振幅比でＣ＞＞Ｓなる条件が成立す
る場合、さらに、If the condition of C >> S is satisfied in the amplitude ratio,

【数７】 と変形でき、したがって、(Equation 7) And therefore,

【数８】 と記述できる。(Equation 8) Can be described.

【００４０】この場合、位相補正量φ_ｍは、In this case, the phase correction amount φ _m is

【数９】φ_ｍ＝α_ｍ ……（８） であり、位相補正後の受信エコー信号ｘ_ｍ′は、Φ _m = α _m (8), and the phase-corrected received echo signal x _m ′ is

【数１０】 となる。この（１０）式から分かるように、第１項目の
Ｃ・ｅｘｐ［ｊα_０］はｍに依らない一定値（ＤＣ成
分）を示し、第２項目のＳ・ｅｘｐ［ｊ（β_ｍ＋β_０−
α_ｍ）］はｍに依って変動する項（ドプラ信号）を示
し、受信エコー信号ｘ_ｍ′はそれらの和として記述され
ることを示している。(Equation 10) Becomes As can be seen from the equation (10), C.exp [jα ₀ ] of the first item shows a constant value (DC component) independent of m, and S · exp [j (β _m + β ₀ −) of the second item
α _m )] indicates a term (Doppler signal) that fluctuates depending on m, and indicates that the received echo signal x _m ′ is described as the sum thereof.

【００４１】（１０）式による位相補正後の受信エコー
信号ｘ_ｍ′の一例を図示すると図５のように表すことが
できる。これを周波数軸上で表現すると、FIG. 5 shows an example of the received echo signal x _m ′ after the phase correction by the equation (10). Expressing this on the frequency axis,

【数１１】 である。[Equation 11] It is.

【００４２】ゆえに、α_ｍ≠β_ｍであれば、ＨＰＦ処理
ＨＰＦ［ ］によって、ＨＰＦ出力ｙｍは、Therefore, if α _m ≠ β _m , the HPF output ym becomes

【数１２】 となる。そこで、検波して振幅を抽出すれば、(Equation 12) Becomes So, if we detect and extract the amplitude,

【数１３】 となり、造影剤散乱成分（すなわち血流成分）のみを検
出できることになる。(Equation 13) Thus, only the contrast agent scattering component (that is, blood flow component) can be detected.

【００４３】Ｃ：位相補正量φｍの推定 位相補正量φｍの推定法には種々のものが考えれる。そ
の一つとして、動画像空間ｆ（ｒ，ｄ，ｉ）のある位置
（ｒ，ｄ）のｉ軸方向（フレーム方向）のＮ個のデータ
から成るデータ列を考えると、その各データの位相変化
量を、近傍の数個のデータを用いて以下のように推定で
きる。各データについてフレーム方向の前後１データを
用いて推定する場合、データ間の位相変化ψｍは、 C: Estimation of Phase Correction φm There are various methods for estimating the phase correction φm. As one of them, considering a data string composed of N data in the i-axis direction (frame direction) at a certain position (r, d) in the moving image space f (r, d, i), the phase of each data is considered. The amount of change can be estimated as follows using several pieces of neighboring data. When each data is estimated using one data before and after in the frame direction, the phase change Δm between the data is

【数１４】 で求められる。ｍ＝０およびｍ＝Ｎ−１のときはＮ個の
データから成るデータ列の端部に相当するもので、位相
変化量推定の特別な処理（端部処理）を示している。そ
こで、この場合の位相補正量φｍは、[Equation 14] Is required. When m = 0 and m = N−1, it corresponds to the end of a data string composed of N pieces of data, and indicates a special process (end process) for estimating the amount of phase change. Therefore, the phase correction amount φm in this case is

【数１５】 の式により推定される。(Equation 15) Is estimated by the following equation.

【００４４】この位相補正量φ_ｍの推定法は、組織散乱
成分Ｃ_ｍがデータ間（フレーム間）で一様に変動しない
場合であっても比較的良好に推定でき、複雑に変化する
と考えられている生体内での組織散乱成分の追随に適し
ている。This method of estimating the phase correction amount φ _m can be relatively well estimated even when the tissue scattering component C _m does not fluctuate uniformly between data (between frames), and is considered to change in a complicated manner. It is suitable for following a tissue scattering component in a living body.

【００４５】Ｄ：位相補正処理部及びフレーム間フィル
タ処理部の具体的構成・処理 上述した補正原理に基づいて構成されている位相補正処
理部１４およびフレーム間フィルタ処理部１５を図２に
より詳述する。 D: Phase correction processing unit and inter-frame fill
Specific Configuration and Processing of Data Processing Unit The phase correction processing unit 14 and the inter-frame filter processing unit 15 configured based on the above-described correction principle will be described in detail with reference to FIG.

【００４６】フレーム間フィルタ処理部１５は、その入
力側に装備されたＮ−１個のフレームメモリ２１…２１
と、その出力側に装備されたハイパスフィルタ２２を備
え、図示の如くＮタップのＦＩＲ型に構成されている。
信号の流れとしては、フレームメモリ２１…２１とハイ
パスフィルタ２２の間に、位相補正処理部１４が介挿さ
れた構成になっている。すなわち、位相補正処理部１４
は、フレームメモリ２１…２１に関わる信号を受けて前
述した原理に基づく位相補正処理を行い、その補正結果
をハイパスフィルタ２２に出力するようになっている。The inter-frame filter processing unit 15 includes N-1 frame memories 21... 21 provided on the input side thereof.
And a high-pass filter 22 provided on the output side thereof, and is configured as an N-tap FIR type as shown in the figure.
The signal flow is such that the phase correction processing unit 14 is interposed between the frame memories 21... 21 and the high-pass filter 22. That is, the phase correction processing unit 14
Receives a signal related to the frame memories 21... 21 and performs a phase correction process based on the principle described above, and outputs the correction result to the high-pass filter 22.

【００４７】[0047]

【外２】 [Outside 2]

【数１６】 の処理を行う。(Equation 16) Is performed.

【００４８】一方、位相補正処理部１４は、Ｎ個の離散
的なエコー信号ｘ_ｍ（ｘ_ｉ，ｘ_{ｉ− １}，ｘ_ｉ−２，…，
ｘ_{ｉ−Ｎ＋１}）をそれぞれ入力する位相補正量推定回路
３５および位相補正器３６を備える。位相補正量推定回
路３５は、例えば複素共役器、複素乗算回路、および加
算器で構成され、前記（１３）式に基づいてデータ間の
位相変化ψ_ｍを演算する回路と、逆正接演算回路および
累積加算器で構成され前記（１４）式に基づいて位相補
正量φ_ｍを演算する回路と、から構成されている。演算
された位相補正量φ_ｍ（φ_０，φ_１，φ_２，…，φ
_Ｎ−１）は位相補正器３６に出力される。位相補正器３
６は好適には、信号ｘ_ｍに−φ_ｍの位相回転を与える複
素乗算回路で構成され、前述した（９）式に基づきエコ
ー信号に位相補正を施こす。この結果得られた新たなエ
コー信号ｘ_ｍ′は上述した如くハイパスフィルタ２２に
出力され、組織散乱成分除去のためのハイパスフィルタ
処理が実行される。On the other hand, the phase correction processing unit 14 generates N discrete echo signals x _m (x _i , x _{i− 1} , x _{i−2 ,.}
x _{i−N + 1} ), and a phase correction amount estimating circuit 35 and a phase corrector 36, respectively. The phase correction amount estimating circuit 35 includes, for example, a complex conjugate unit, a complex multiplying circuit, and an adder, and calculates a phase change _ｍm between data based on the equation (13), an arctangent calculating circuit, a circuit for calculating a phase correction amount phi _m based on the configured cumulative adder of (14), and a. The calculated phase correction amount φ _m (φ ₀ , φ ₁ , φ ₂ ,..., Φ
_N-1 ) is output to the phase corrector 36. Phase corrector 3
6 is preferably formed of a complex multiplier circuit for giving a phase rotation of -.phi _m to the signal x _m, straining facilities phase correction in an echo signal based on the aforementioned equation (9). The new echo signal x _m ′ obtained as a result is output to the high-pass filter 22 as described above, and a high-pass filter process for removing tissue scattering components is performed.

【００４９】Ｅ：全体動作および効果 本超音波診断装置では、超音波造影剤を静脈から注入し
てコントラストエコー法を実施する。造影対象は門脈な
どの大血管よりむしろ微小な血流であり、とくに臨床上
重要な腫瘍血流などの微小な血管を診断することを想定
する。 E: Overall Operation and Effect In the present ultrasonic diagnostic apparatus, a contrast echo method is performed by injecting an ultrasonic contrast agent from a vein. The contrast target is a small blood flow rather than a large blood vessel such as a portal vein, and it is assumed that a small blood vessel such as a tumor blood flow that is clinically important is diagnosed.

【００５０】超音波プローブ１１を送信系回路１２で駆
動することにより、受信系回路１３からは超音波ビーム
に拠るスキャン断面の各サンプル点毎の電気量のエコー
信号ｘ_ｉが得られる。このエコー信号ｘ_ｉには前述した
ように、組織散乱成分Ｃ_ｉ、血流散乱成分ｂ_ｉ、および
造影剤散乱成分Ｓ_ｉが含まれる。この内、血流散乱成分
ｂ_ｉは一般にほかの散乱成分に比べて、その振幅は非常
に小さいので、無視することができる。[0050] By driving the ultrasonic probe 11 in the transmission system circuit 12, from the reception system circuit 13 echo signals x _i of the electrical amount for each sample point of the scan section by the ultrasonic beam is obtained. As described above, the echo signal x _i includes the tissue scattering component C _i , the blood flow scattering component b _i , and the contrast agent scattering component S _i . Among them, blood scattered components b _i are generally than other scattered component, because the amplitude is very small and can be neglected.

【００５１】画像化対象の断面は時系列に次々とスキャ
ンされるから、断面上のあるサンプル点について見る
と、やはり時系列のエコー信号ｘ_ｍが得られることにな
る。このエコー信号ｘ_ｍは定量的には前述した式（３）
のように与えられる。式（３）は、式（４）〜（６）の
ようにも表現される。[0051] Since the image-target cross-section is sequentially scanned in a time series, looking at the sample points of the upper section, so that the echo signals x _m time series is obtained again. The echo signal x _m is the above-described quantitative formula (3)
Is given as Expression (3) is also expressed as Expressions (4) to (6).

【００５２】[0052]

【外３】 [Outside 3]

【００５３】このことは取りも直さず、「エコー信号ｘ
_ｍを用いて推定した位相補正量φ_ｍによって組織散乱成
分Ｃ_ｍの位相変化α_ｍを近似的に補正することができ
る」、ことを意味している。換言すれば、「受信したエ
コー信号そのものを用いて、呼吸や心臓の動きに起因し
て生じる組織散乱成分の位相変化を相殺するようにエコ
ー信号の位相補正を行うことは近似的に可能である」、
となる。This is not corrected again, and the "echo signal x
The phase change α _m of the tissue scattering component C _m can be approximately corrected by the phase correction amount φ _m estimated using _m ”. In other words, "it is approximately possible to use the received echo signal itself to correct the phase of the echo signal so as to cancel the phase change of the tissue scattering component caused by respiration or heart movement. "
Becomes

【００５４】このことを基礎としてフレーム間フィルタ
処理部１５および位相補正処理部１４は上述したように
動作する。位相補正量推定回路３５によりエコー信号ｘ
_ｍから位相補正量φ_ｍが推定され、位相補正器３６によ
りエコー信号ｘ_ｍに「−φ_ｍ」の位相回転が与えられて
位相補正が行われる。この位相補正の結果、組織散乱成
分Ｃ_ｍはデータ間（すなわちフレーム間）で一定のＤＣ
成分（振幅一定の成分）と見做せる値になる。位相補正
後のエコー信号はｘ_ｍ′は、式（１０）のように、かか
るＤＣ成分および造影剤散乱成分の和として表される。Based on this, the inter-frame filter processing section 15 and the phase correction processing section 14 operate as described above. The echo signal x is calculated by the phase correction amount estimation circuit 35.
_m phase correction amount phi _m is estimated from the phase correction is performed by phase rotation of the "-.phi _m" is given to the echo signals x _m by the phase corrector 36. As a result of this phase correction, the tissue scattering component C _m becomes a constant DC between data (that is, between frames).
It is a value that can be regarded as a component (a component with constant amplitude). In the echo signal after the phase correction, x _m ′ is expressed as the sum of the DC component and the contrast agent scattering component as in Expression (10).

【００５５】組織内を血流が流れているとき（組織に対
して血流が相対的に変動するとき）、血流に含まれる造
影剤からの散乱成分はデータ間（フレーム間）で変動し
ている。したがって、位相補正されたエコー信号ｘ_ｍ′
がハイパスフィルタ２２によりハイパスフィルタ処理さ
れると、ＤＣ成分となった組織散乱成分が確実に除去ま
たは低減され、経時的に変動する造影剤散乱成分（基本
波成分、非基本波成分の両方を含む）のみが殆ど確実に
検出される。つまり、血流の動き反映したエコー信号成
分のみを抽出できる。When the blood flow is flowing through the tissue (when the blood flow relatively changes with respect to the tissue), the scatter component from the contrast agent contained in the blood flow varies between data (frames). ing. Therefore, the phase-corrected echo signal x _m ′
Is subjected to high-pass filtering by the high-pass filter 22, the tissue scattering component that has become a DC component is reliably removed or reduced, and the contrast agent scattering component (including both the fundamental wave component and the non-fundamental wave component) that fluctuates with time. ) Is almost certainly detected. That is, only the echo signal component reflecting the movement of the blood flow can be extracted.

【００５６】このように処理されて殆どが造影剤散乱成
分のみとなったエコー信号はその後、検波および対数圧
縮などの処理を受けて画像データに変換され、表示器１
８のモニタにＢモード断層像として表示される。この断
層像には、造影剤の動き、すなわち血流分布が殆どリア
ルタイムに表示される。The echo signal which has been processed in this way and is mostly composed of only the contrast agent scattered component is then converted into image data through processing such as detection and logarithmic compression.
8 is displayed on the monitor 8 as a B-mode tomographic image. In this tomographic image, the movement of the contrast agent, that is, the blood flow distribution is displayed almost in real time.

【００５７】以上のように本実施形態の場合、組織散乱
成分Ｃ_ｍのデータ間（フレーム間）の位相変化量α_ｍを
受信エコー信号それ自体を用いて推定し、その推定量分
だけ受信エコー信号の位相変化を補正した後で、ハイパ
スフィルタ処理を行う。このため、ハーモニックモード
法のように造影剤散乱成分の非基本波成分のみを画像化
する場合に比べて、最もパワーの大きい基本波成分を主
体とする造影剤散乱成分（非基本波成分も畳み込まれて
いる）を用いている分だけ、生体減衰量が少なくなり、
生体のより深い部位まで高Ｓ／Ｎ比で画像化することが
できる。したがって、生体深部の腫瘍血流など細かい血
管を良好に画像化できる。また本実施形態の画像化は、
超音波造影剤の非線形散乱特性のみには依存しなくて済
むので、非線形散乱の効果が小さい超音波造影剤をも用
いることができ、撮像コストの低減化にも寄与可能にな
る。さらには、造影効果を低下させずに、受信フィルタ
の構成を簡略化してハード規模を小形化できる。As described above, in the case of the present embodiment, the phase change amount α _m between the data (inter-frame) of the tissue scattering component C _m is estimated using the received echo signal itself, and the received echo signal is estimated by the estimated amount. After correcting the phase change of the signal, high-pass filter processing is performed. Therefore, compared to the case where only the non-fundamental wave component of the contrast agent scattering image is formed as in the harmonic mode method, the contrast agent scattering component mainly composed of the fundamental wave component having the highest power (the non-fundamental wave component is also convoluted) ), The amount of biological attenuation is reduced,
Imaging can be performed at a high S / N ratio to a deeper part of a living body. Therefore, a fine blood vessel such as a tumor blood flow deep in a living body can be favorably imaged. The imaging of the present embodiment is
Since there is no need to rely only on the non-linear scattering characteristics of the ultrasonic contrast agent, an ultrasonic contrast agent having a small effect of non-linear scattering can be used, which can contribute to a reduction in imaging cost. Further, the configuration of the reception filter can be simplified and the hardware scale can be reduced without lowering the contrast effect.

【００５８】（第２の実施の形態）第２の実施形態に係
る超音波診断装置を図７〜図１１を参照して説明する。
この超音波診断装置は、静脈から注入した超音波造影剤
の非線形散乱により生じる２次高調波成分を効率良く検
出し、その検出信号に基づいて血流分布像を２次元表示
するコントラストエコー法（すなわち、「ハーモニック
モード法」）を実施するものである。(Second Embodiment) An ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment will be described with reference to FIGS.
This ultrasonic diagnostic apparatus efficiently detects a second harmonic component generated by non-linear scattering of an ultrasonic contrast agent injected from a vein, and displays a blood flow distribution image two-dimensionally based on the detected signal. That is, the “harmonic mode method” is performed.

【００５９】なお、前述した図１、２のものと同一また
は同等の構成要素には同一符号を付し、その説明を省略
または簡略化する。The same or equivalent components as those in FIGS. 1 and 2 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted or simplified.

【００６０】Ａ：全体構成およびその動作 図７に示す超音波診断装置は、超音波プローブ１１を備
えるとともに、この超音波プローブ１１に接続された送
信系回路１２および受信系回路１３、その受信系回路の
出力側に装備されたフレーム間フィルタ処理部３９、検
波器１６、対数圧縮器１７、および表示器１８を備え
る。 A: Overall Configuration and Operation The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 7 includes an ultrasonic probe 11, and a transmitting system circuit 12 and a receiving system circuit 13 connected to the ultrasonic probe 11, and a receiving system thereof. The circuit includes an inter-frame filter processing unit 39, a detector 16, a logarithmic compressor 17, and a display 18 provided on the output side of the circuit.

【００６１】送信系回路１２は図示の如く、クロック発
生部４１を備え、このクロック発生部４１の出力側に、
送信遅延部４２、パルサ回路４３、および送信系フィル
タ４４を順に備える。クロック発生部４１は超音波信号
の送信タイミングや送信周波数を決めるクロック信号を
発生して、送信遅延部４２に出力するようになってい
る。送信遅延部４２は送信チャンネルの全体数分の遅延
回路を有し、指令された遅延時間パターンに基づきクロ
ック信号に送信遅延を掛け、その遅延制御したクロック
信号を送信チャンネル毎にパルサ回路４３に出力する。
パルサ回路４３は送信チャンネルの全体数分のパルサを
備えており、遅延制御されたクロック信号の入力に付勢
して駆動電圧パルスを送信チャンネル毎に送信系フィル
タ４４に出力する。As shown, the transmission system circuit 12 includes a clock generation unit 41, and the output side of the clock generation unit 41
A transmission delay unit 42, a pulser circuit 43, and a transmission filter 44 are sequentially provided. The clock generation unit 41 generates a clock signal that determines the transmission timing and transmission frequency of the ultrasonic signal, and outputs the clock signal to the transmission delay unit 42. The transmission delay unit 42 has a delay circuit for the total number of transmission channels, applies a transmission delay to the clock signal based on the commanded delay time pattern, and outputs the clock signal whose delay is controlled to the pulsar circuit 43 for each transmission channel. I do.
The pulsar circuit 43 includes pulsars corresponding to the total number of transmission channels, and energizes the input of the delay-controlled clock signal to output a driving voltage pulse to the transmission filter 44 for each transmission channel.

【００６２】送信系フィルタ４４は、この実施形態によ
り具体化されている本発明の特徴の１つの要素を成すも
ので、超音波造影剤の非線形散乱に由来するエコー信号
の２次高周波成分を効率良く検出するために装備されて
いる。この送信系フィルタ４４は、送信超音波信号の非
基本波成分のみを除去し、基本波成分を良好に通過させ
るフィルタ特性を有したフィルタ回路で構成される。こ
れにより、殆どが基本波成分となった駆動電圧パルスは
送信チャンネル毎に、プローブ１１の送信用の振動子に
供給される。このため、送信時に発生する高周波成分を
所望レベルまで低減できるので、受信系で受信されるエ
コー信号に含まれる２次高周波成分の殆どは、超音波造
影剤の非線形散乱特性に起因した成分であると見做すこ
とができる。The transmission filter 44 constitutes one element of the feature of the present invention embodied by this embodiment, and efficiently converts the secondary high-frequency component of the echo signal derived from the nonlinear scattering of the ultrasonic contrast agent. Equipped for better detection. The transmission system filter 44 is configured by a filter circuit having a filter characteristic that removes only the non-fundamental wave component of the transmitted ultrasonic signal and allows the fundamental wave component to pass well. As a result, the drive voltage pulse, which is mostly a fundamental wave component, is supplied to the transmitting transducer of the probe 11 for each transmission channel. For this reason, since the high-frequency component generated at the time of transmission can be reduced to a desired level, most of the secondary high-frequency components included in the echo signal received by the receiving system are components caused by the nonlinear scattering characteristics of the ultrasonic contrast agent. Can be considered.

【００６３】受信系回路１３は、超音波プローブ１１の
複数の受信用振動子それぞれに接続されたプリアンプを
有するプリアンプ回路５１を備え、このプリアンプ回路
５１の出力側に受信ビームフォーマ部５２、並列装備の
基本波用ＢＰＦ５３および非基本波用ＢＰＦ５４、なら
びに受信切換スイッチ５５を順に備えている。プリアン
プ回路５１の各プリアンプは受信チャンネル毎に電気量
の受信エコー信号を増幅し、受信ビームフォーマ部５２
に送るようになっている。受信ビームフォーマ部５２
は、指定された走査線方向かつ指定深さ位置に応じてエ
コー信号の整相加算を実施し、受信フォーカスを掛けた
エコー信号を演算上で生成する。The receiving system circuit 13 includes a preamplifier circuit 51 having a preamplifier connected to each of the plurality of receiving transducers of the ultrasonic probe 11, and a receiving beam former section 52 and a parallel equipment are provided on the output side of the preamplifier circuit 51. The BPF 53 for the fundamental wave, the BPF 54 for the non-fundamental wave, and the reception changeover switch 55 are sequentially provided. Each preamplifier of the preamplifier circuit 51 amplifies a reception echo signal of an electric quantity for each reception channel, and
To be sent to Receive beam former 52
Performs phasing addition of echo signals in accordance with a specified scanning line direction and a specified depth position, and arithmetically generates an echo signal with reception focus.

【００６４】また基本波用ＢＰＦ５３および非基本波用
ＢＰＦ５４は共に、整相加算されたエコー信号を受け、
設定されている受信帯域の信号のみを通過させるバンド
パスフィルタで構成されている。基本波用ＢＰＦ５３の
通過帯域はエコー信号の基本波成分の周波数帯域に合致
し、非基本波用ＢＰＦ５４のそれはここでは２次高周波
成分の周波数帯域に合致させている。Both the fundamental wave BPF 53 and the non-fundamental wave BPF 54 receive the phasing-added echo signal.
It is composed of a band-pass filter that passes only signals in the set reception band. The pass band of the fundamental wave BPF 53 matches the frequency band of the fundamental wave component of the echo signal, and that of the non-fundamental BPF 54 matches the frequency band of the secondary high frequency component.

【００６５】受信切換スイッチ５５は、その信号経路切
換によって基本波用ＢＰＦ５３または非基本波用ＢＰＦ
５４のいずれかの出力信号を択一的にフレーム間フィル
タ処理部３９に送る。この受信切換スイッチ５５は切換
コントローラ５６から切換制御信号を受け、その信号経
路を切り換えるようになっている。切換コントローラ５
６にはオペレータが操作卓の切換スイッチ５７から切換
制御のための指令を与えるようになっている。このた
め、この切換コントローラ５６により受信切換スイッチ
５５の経路が「基本波側」に切り換わると、基本波用Ｂ
ＰＦ５３から通常のＢモードの画像データ用のエコー信
号が得られる。また切換コントローラ５６により受信切
換スイッチ５５の経路が「非基本波側」に切り換わる
と、ハーモニックモード法による造影剤からの非線形散
乱成分（ここでは２次高周波）を実質的に主要成分とす
るエコー信号が非基本波用ＢＰＦ５４から得られる。The reception changeover switch 55 switches the BPF 53 for the fundamental wave or the BPF for the non-fundamental wave by switching the signal path.
One of the output signals 54 is alternatively sent to the inter-frame filter processing unit 39. The receiving switch 55 receives a switching control signal from the switching controller 56 and switches its signal path. Switching controller 5
An operator gives a command for switching control to a switch 6 from a switch 57 of the console. For this reason, when the path of the reception changeover switch 55 is switched to the “basic wave side” by the changeover controller 56, the fundamental wave B
An echo signal for normal B-mode image data is obtained from the PF 53. When the path of the reception changeover switch 55 is switched to the “non-fundamental wave side” by the changeover controller 56, an echo having a nonlinear scattering component (here, a secondary high frequency) from the contrast agent by the harmonic mode method as a main component is substantially used. The signal is obtained from the non-fundamental BPF 54.

【００６６】さらにフレーム間フィルタ処理部３９は図
８に示すように、前述した第１の実施形態のものから位
相補正処理部を除いた状態で形成されている。すなわ
ち、入力するエコー信号ｘ_ｉをフレーム毎に遅延するＮ
−１個のフレームメモリ２１…２１と、このフレームメ
モリ２１…２１により遅延信号を受けるハイパスフィル
タ２２とを備え、エコー信号ｘ_ｉをハイパスフィルタ処
理に付す。Further, as shown in FIG. 8, the inter-frame filter processing section 39 is formed in a state where the phase correction processing section is removed from the first embodiment. Ie, N for delaying the echo signals x _i to be input for each frame
And -1 frame memory 21 ... 21, and a high-pass filter 22 which receives the delayed signal by the frame memory 21 ... 21, subjecting the echo signals x _i to high-pass filtering.

【００６７】この処理信号はその後、検波器１６、対数
圧縮器１７を介して表示器１８に送られ、ディスプレイ
にハーモニックモード法による血流の分布像として表示
される。This processed signal is then sent to the display 18 via the detector 16 and the logarithmic compressor 17, and displayed on the display as a blood flow distribution image by the harmonic mode method.

【００６８】Ｂ：血流画像化のためのフィルタ処理 ここで、本実施形態において具体化している、本発明の
別の血流画像化法に係るフィルタ処理を図９〜図１１に
基づいて説明する。 B: Filter Processing for Blood Flow Imaging The filter processing according to another blood flow imaging method of the present invention, which is embodied in the present embodiment, will be described with reference to FIGS. 9 to 11. I do.

【００６９】ハーモニックモード法を実施する場合、一
般的に、造影剤で散乱した非線形のエコー成分、すなわ
ち２次高調波成分の信号強度は基本波成分よりも微弱で
ある。とくに微小な血流を対象とするときに、そのよう
な大小関係が顕著になる。この微弱な２次高調波成分を
確実に検出するには、理想的には、非基本波用ＢＰＦ５
４の遮断特性が受信エコー信号中の基本波成分を十分に
低減できなければならない。しかしながら、現状で使用
可能なＢＰＦの特性が、そのような要求を完全に満足さ
せることは殆ど不可能であり、基本波成分の漏れが発生
するという問題がある。つまり、図９（ａ）に示すよう
に、非基本波用ＢＰＦの通過特性が２次高調波成分２ｆ
_０のそれをカバーしている場合でも、そのＢＰＦ出力特
性には大なり小なり、同図８（ｂ）に示すような基本波
成分ｆ_０の漏れが発生し（点線部分参照）、「２次高周
波成分／基本波成分」の比が制限されてしまう。このた
め、２次高周波成分を信号対象とするときのＳ／Ｎ比を
十分に確保し難い。When the harmonic mode method is performed, generally, the nonlinear echo component scattered by the contrast agent, that is, the signal intensity of the second harmonic component is weaker than the fundamental component. In particular, when a minute blood flow is targeted, such a magnitude relationship becomes remarkable. In order to reliably detect this weak second harmonic component, ideally, the non-fundamental BPF 5
4 must be able to sufficiently reduce the fundamental wave component in the received echo signal. However, it is almost impossible for the characteristics of the BPF that can be used at present to completely satisfy such requirements, and there is a problem that leakage of a fundamental wave component occurs. That is, as shown in FIG. 9A, the pass characteristic of the non-fundamental wave BPF has the second harmonic component 2f.
₀ , the BPF output characteristic becomes much smaller, and the leakage of the fundamental wave component f ₀ as shown in FIG. 8B occurs (see the dotted line), and “2” The ratio of “next high frequency component / fundamental wave component” is limited. For this reason, it is difficult to sufficiently secure the S / N ratio when the secondary high-frequency component is set as a signal target.

【００７０】そこで、この基本波成分の漏れの低減をフ
レーム間フィルタ処理部３９に負わせている。速度ｖで
移動する物体があるとき、同一点における受信エコー信
号がフレーム間の時間差に相当する間に受けるドプラ偏
移周波数ｆｄは、基本波成分と２次高周波成分とでは異
なるので、この性質を利用したハイパスフィルタ処理を
行うようにフレーム間フィルタ処理部３９を構成してい
る。これにより上記漏れを低減させている。Therefore, the reduction of the leakage of the fundamental wave component is imposed on the inter-frame filter processing section 39. When there is an object moving at the velocity v, the Doppler shift frequency fd received while the received echo signal at the same point corresponds to the time difference between frames differs between the fundamental wave component and the secondary high frequency component. The inter-frame filter processing unit 39 is configured to perform the used high-pass filter processing. This reduces the leakage.

【００７１】いま、図１０に示す如くスキャン面Ｘ，Ｙ
を時系列（フレーム）方向Ｆに並べた仮想空間を考え、
ある点Ｐ（Ｘ，Ｙ）を時系列Ｆ方向に観測する。この点
Ｐを通る速度ｖの移動物体（ここでは血流に含まれる超
音波造影剤）が在る場合のドプラ偏移周波数は、Now, as shown in FIG. 10, the scan planes X and Y
Consider a virtual space in which are arranged in the time-series (frame) direction F,
A certain point P (X, Y) is observed in the time series F direction. The Doppler shift frequency in the case where a moving object (here, an ultrasonic contrast agent included in the blood flow) passing through the point P exists,

【数１７】ｆｄ＝（２・ｖ・ｃｏｓθ・ｆ_１）／Ｃ で表される。ここで、θは超音波ラスタと移動方向の成
すスキャン面上の角度、Ｃは音速、ｆ_１は送信超音波の
中心周波数である。この式から分かるように、ｆ_１＝ｆ
_０の成分（基本波成分）に比べて、ｆ_１＝２ｆ_０の成分
（２次高周波成分）は速度ｖ一定の場合でも、２倍のド
プラ偏移周波数ｆｄを有する。Fd = (2 · v · cos θ · f ₁ ) / C Here, theta is the angle of the scan plane formed by the moving direction and the ultrasonic raster, C is sound velocity, f ₁ is the center frequency of the transmission ultrasonic waves. As can be seen from this equation, f ₁ = f
Compared to the component of ₀ (fundamental wave component), the component of f ₁ = 2f ₀ (second-order high-frequency component) has twice the Doppler shift frequency fd even when the speed v is constant.

【００７２】そこで、前述したように構成したフレーム
間フィルタ処理部３９のハイパスフィルタ２２のカット
オフ周波数を図１１に示す如く、２ｆ_０のドプラ偏移成
分の大部分を通過させ且つｆ_０のドプラ偏移成分の大部
分を遮断するように設定しておく。[0072] Therefore, as shown in FIG. 11 the cut-off frequency of the high-pass filter 22 of the interframe filter processing unit 39 configured as described above, and Doppler of f ₀ is passed through the bulk of the Doppler shift component of 2f ₀ It is set so that most of the shift component is cut off.

【００７３】この結果、図１０に示したスキャン面から
得られる、２次高周波成分と基本波成分の漏れとが含ま
れる、３つの次元を有する受信データ構造のエコー信号
Ｓ（Ｘ，Ｙ，Ｆ）のそれぞれに対して、その時系列Ｆ方
向に、図１１に示すフィルタ特性のハイパスフィルタ処
理がハイパスフィルタ２２により施される。これによ
り、非基本波用ＢＰＦ５４のフィルタ処理により基本波
成分の漏れ分が更に低減される。As a result, an echo signal S (X, Y, F) having a three-dimensional reception data structure including the secondary high-frequency component and the leakage of the fundamental wave component obtained from the scan plane shown in FIG. ) Are subjected to a high-pass filter process of the filter characteristics shown in FIG. Thereby, the leakage of the fundamental wave component is further reduced by the filter processing of the non-fundamental wave BPF 54.

【００７４】Ｃ：実施態様の効果 本実施形態の超音波診断装置によりハーモニックモード
法を実施する。送信系回路１２から超音波プローブ１１
を介して被検体に入射させる超音波ビームは送信系フィ
ルタ４４の非基本波成分の除去作用により、実質的に基
本波成分のみとなる。このため、プローブ１１を通して
得られるエコー信号に含まれる非基本波成分は、血流内
の超音波造影剤の非線形散乱に起因した成分となる。 C: Effects of the Embodiment The harmonic mode method is performed by the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment. From the transmission system circuit 12 to the ultrasonic probe 11
The ultrasonic beam to be incident on the subject via the filter becomes substantially only the fundamental wave component by the action of the transmission system filter 44 for removing the non-fundamental wave component. For this reason, the non-fundamental wave component included in the echo signal obtained through the probe 11 is a component resulting from nonlinear scattering of the ultrasonic contrast agent in the blood flow.

【００７５】上述したように、受信エコー信号は増幅さ
れ、整相加算された後に、最初の非基本波用ＢＰＦ５４
とその後のフレーム間フィルタ処理部３９のハイパスフ
ィルタ２２との２段階のフィルタ処理を受ける（このと
き受信切換スイッチ５５は「非基本波側」）。エコー信
号は最初の非基本波用ＢＰＦ５４によりその非基本波成
分が抽出される。この最初のフィルタ処理により基本波
成分が漏れても、その後のハイパスフィルタ２２により
その漏れ分が更に追加的に除去される。すなわち、対象
血流が移動している場合、２次高周波成分が受けるドプ
ラ偏移周波数ｆｄは基本波成分のそれの約２倍であるこ
とを利用して、かかるハイパスフィルタ処理によって
も、低いドプラ偏移周波数の基本波成分の漏れ分が抑制
され且つ高いドプラ偏移周波数を有する２次高周波成分
が効率良く抽出される。As described above, after the received echo signal is amplified and subjected to phasing and addition, the first non-fundamental BPF 54
And the subsequent high-pass filter 22 of the inter-frame filter processing section 39 undergoes two-stage filtering (at this time, the reception switch 55 is on the “non-fundamental side”). The first non-fundamental wave BPF 54 extracts the non-fundamental component of the echo signal. Even if the fundamental wave component leaks due to the first filtering, the leak is further removed by the high-pass filter 22 thereafter. That is, when the target blood flow is moving, the low frequency Doppler shift frequency fd received by the secondary high frequency component is about twice as large as that of the fundamental wave component. The leakage of the fundamental wave component of the shift frequency is suppressed, and the secondary high-frequency component having a high Doppler shift frequency is efficiently extracted.

【００７６】このように非基本波ＢＰＦとフレーム間フ
ィルタ処理部とを組み合わせて使用して、「２次高周波
成分／基本波成分」の比が改善される。この改善された
エコー信号は検波器１６、対数圧縮器１７を通して表示
器１８に送られ、非基本波成分が２次元分布像として映
像化される。この結果、造影剤の流れ、すなわち血流を
より鮮明に把握することができる。As described above, by using the non-fundamental wave BPF and the inter-frame filter processing unit in combination, the ratio of “secondary high-frequency component / fundamental wave component” is improved. The improved echo signal is sent to the display 18 through the detector 16 and the logarithmic compressor 17, and the non-fundamental wave component is visualized as a two-dimensional distribution image. As a result, the flow of the contrast agent, that is, the blood flow can be grasped more clearly.

【００７７】とくに有利な点として、基本波成分による
組織エコーの影響が大きい部位に対しても、静脈注入に
拠るコントラストエコー法を実施して、例えば心筋分布
像による心筋内血流の潅流域の評価を好適に行うことも
可能になる。As a particularly advantageous point, a contrast echo method based on intravenous infusion is performed even on a site where the influence of a tissue echo due to a fundamental wave component is large, and for example, a perfusion area of blood flow in the myocardium based on a myocardial distribution image. It is also possible to suitably perform the evaluation.

【００７８】また、本実施形態の超音波診断装置は、例
えば対象とする視野深度が浅く、非基本波成分による映
像化が有利な場合にとくに好適である。The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment is particularly suitable when, for example, the target visual field depth is shallow, and imaging with non-fundamental wave components is advantageous.

【００７９】（第３の実施の形態）第３の実施形態に係
る超音波診断装置を図１２を参照して説明する。この超
音波診断装置は、（１）：超音波造影剤の非線形散乱に
依存することなく、受信エコー信号に含まれる造影剤散
乱成分全体を抽出し、その抽出信号に基づいて造影剤
（すなわち血流）の２次元分布像を得るコントラストエ
コー法（第１の撮像モード）の回路構成と、（２）：超
音波造影剤の非線形散乱により生じる２次高調波成分を
効率良く抽出し、その抽出信号に基づいて造影剤（すな
わち血流）の２次元分布像を得るコントラストエコー法
（すなわち、ハーモニックモード法：第２の撮像モー
ド）の回路構成とを併設し、検査者が必要に応じていず
れかの撮像モードを選択できるようにしたものである。(Third Embodiment) An ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment will be described with reference to FIG. This ultrasonic diagnostic apparatus extracts (1): the entire contrast agent scatter component contained in a received echo signal without depending on nonlinear scattering of an ultrasonic contrast agent, and extracts a contrast agent (ie, blood) based on the extracted signal. (1) A circuit configuration of the contrast echo method (first imaging mode) for obtaining a two-dimensional distribution image of (flow), and (2): a second harmonic component generated by nonlinear scattering of an ultrasonic contrast agent is efficiently extracted and extracted. A circuit configuration of a contrast echo method (that is, a harmonic mode method: a second imaging mode) for obtaining a two-dimensional distribution image of a contrast agent (that is, a blood flow) based on a signal is provided. Such an imaging mode can be selected.

【００８０】なお、上記実施形態のものと同一または同
等の構成要素には同一符号を付し、その説明を省略また
は簡略化する。The same or equivalent components as those of the above embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted or simplified.

【００８１】図１２に示す超音波診断装置は、超音波プ
ローブ１１、このプローブを駆動する送信系回路１２、
およびプローブ１１で変換した電気量のエコー信号を受
ける受信系回路１３を備える。受信系回路１３の出力側
にはフレーム間フィルタ処理部１５、位相補正処理部１
４、検波器１６、対数圧縮器１７、および表示器１８が
装備されている。The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 12 comprises an ultrasonic probe 11, a transmission system circuit 12 for driving the probe,
And a receiving system circuit 13 for receiving the echo signal of the electric quantity converted by the probe 11. On the output side of the receiving system circuit 13, an inter-frame filter processing unit 15, a phase correction processing unit 1
4, a detector 16, a logarithmic compressor 17, and a display 18 are provided.

【００８２】送信系回路１２は、前述した第２の実施形
態と同様に、クロック発生部４１、送信遅延部４２、パ
ルサ回路４３、および送信系フィルタ４４を備えるとと
もに、送信系フィルタの出力側に送信切換スイッチ４５
を介挿している。この送信切換スイッチは送信チャンネ
ルそれぞれに２入力１出力タイプのスイッチ回路を有
し、その一方の入力端はパルサ回路４３の各送信チャン
ネルのパルサに、もう一方の入力端は送信系フィルタ４
４の各送信チャンネルのフィルタに各々接続されてい
る。また出力端は送信チャンネル毎にプローブ１１の振
動子に接続されている。この送信切換スイッチ４５には
切換コントローラ５６から切換制御信号が与えられ、こ
れによりその送信経路を「パルサ側」または「送信系フ
ィルタ側」に選択的に切換可能になっている。The transmission system circuit 12 includes a clock generation unit 41, a transmission delay unit 42, a pulsar circuit 43, and a transmission system filter 44, as in the second embodiment described above, and is provided on the output side of the transmission system filter. Transmission switch 45
Is interposed. The transmission changeover switch has a two-input one-output type switch circuit for each transmission channel, one input terminal of which is a pulser of each transmission channel of the pulser circuit 43 and the other input terminal of which is a transmission filter 4.
4 are connected to the filters of the respective transmission channels. The output terminal is connected to the transducer of the probe 11 for each transmission channel. The transmission control switch 45 is supplied with a switching control signal from a switching controller 56, so that the transmission path can be selectively switched to a “pulsar side” or a “transmission system filter side”.

【００８３】受信系回路１３は図示のように、プリアン
プ回路５１、受信ビームフォーマ部５２、非基本波用Ｂ
ＰＦ５４、および送信切換スイッチ５５を備える。送信
切換スイッチ５５も２入力１出力タイプのスイッチ回路
であり、その一方の入力端は受信ビームフォーマ部５２
の出力端に、もう一方の入力端は非基本波用ＢＰＦ５４
を介して受信ビームフォーマ部５２の出力端に各々接続
されている。この受信切換スイッチ５５には切換コント
ローラ５６から切換制御信号が与えられ、これによりそ
の受信経路を「バイパス側」（すなわち、受信ビームフ
ォーマ側）または「非基本波側」に選択的に切換可能に
なっている。As shown, the receiving system circuit 13 includes a preamplifier circuit 51, a receiving beamformer 52, a non-fundamental wave B
A PF 54 and a transmission changeover switch 55 are provided. The transmission changeover switch 55 is also a two-input one-output type switch circuit.
The other input terminal is a non-fundamental wave BPF 54
Are connected to the output ends of the reception beamformer unit 52 through the respective terminals. The reception control switch 55 is supplied with a switching control signal from the switching controller 56, so that the reception path can be selectively switched to the “bypass side” (that is, the reception beam former side) or the “non-fundamental wave side”. Has become.

【００８４】また、フレーム間フィルタ処理部１５およ
び位相補正処理部１４は第１の実施形態で説明したと同
様の回路構成を有するが、位相補正処理部１４には切換
コントローラ５６から位相補正を実施するか否かの制御
信号ＣＳが与えられるようになっている。この「制御信
号ＣＳ＝位相補正の実施」を表しているとき（第１の撮
像モードのとき）、位相補正処理部１４は第１の実施形
態のときと同様にエコー信号の位相変化量を推定し、位
相補正を実施する。しかし、「制御信号ＣＳ＝位相補正
の不実施」を表しているとき（第２の撮像モードのと
き）、位相補正処理部１４の位相補正量推定回路３５は
エコー信号の位相推定を実施せずに、位相補正量φ_ｍを
単にφ_ｍ＝０に強制設定するように動作する。位相補正
器３６はφ_ｍ＝０の状態で位相補正を行うから、実質的
に位相補正を実施しないのと等価な状態になる。The inter-frame filter processing unit 15 and the phase correction processing unit 14 have the same circuit configuration as that described in the first embodiment. A control signal CS as to whether or not to perform is provided. When the expression “control signal CS = implement phase correction” is displayed (in the first imaging mode), the phase correction processing unit 14 estimates the phase change amount of the echo signal as in the first embodiment. Then, the phase is corrected. However, when “control signal CS = not performing phase correction” (in the second imaging mode), the phase correction amount estimation circuit 35 of the phase correction processing unit 14 does not perform the phase estimation of the echo signal. Then, the phase correction amount φ _m is simply set to φ _m = 0. Since the phase corrector 36 performs the phase correction in the state of φ _m = 0, it is in a state equivalent to substantially not performing the phase correction.

【００８５】切換コントローラ５６は操作卓上の切換ス
イッチ５７からのスイッチ信号を受けて、撮像モードを
判断し、判断モードに応じて上述した送信切換スイッチ
４５、受信切換スイッチ５５に切換制御信号を、また位
相補正処理部１４に位相補正実施か否かを表す制御信号
ＣＳを供給する。ここでは撮像モードとして前述した第
１、第２の撮像モードが用意されており、検査者が切換
スイッチ５７からモードを選択できるようになってい
る。切換コントローラ５６は、第１の撮像モードが指令
されると、その切換制御信号を介して送信切換スイッチ
４５を「パルサ側」に、受信切換スイッチ５５を「バイ
パス側」にそれぞれ切り換える一方で、第２の撮像モー
ドが指令されると、その切換制御信号を介して送信切換
スイッチ４５を「送信系フィルタ側」に、受信切換スイ
ッチ５５を「非基本波側」にそれぞれ切り換える。同時
に、第２の撮像モードが指令されたとき、切換コントロ
ーラ５６は「制御信号ＣＳ＝位相補正の実施」から「制
御信号ＣＳ＝位相補正の不実施」の信号に変える。The changeover controller 56 receives a switch signal from the changeover switch 57 on the console, judges the imaging mode, and sends a changeover control signal to the transmission changeover switch 45 and the reception changeover switch 55 according to the judgment mode. A control signal CS indicating whether or not to perform the phase correction is supplied to the phase correction processing unit 14. Here, the above-described first and second imaging modes are prepared as imaging modes, and the examiner can select a mode from the changeover switch 57. When the first imaging mode is commanded, the changeover controller 56 switches the transmission changeover switch 45 to “pulsar side” and the reception changeover switch 55 to “bypass side” via the changeover control signal, respectively. When the second imaging mode is instructed, the transmission switch 45 is switched to the “transmission filter side” and the reception switch 55 is switched to the “non-basic wave side” via the switching control signal. At the same time, when the second imaging mode is commanded, the switching controller 56 changes from “control signal CS = implementation of phase correction” to “control signal CS = non-implementation of phase correction”.

【００８６】その他の構成は、前述した各実施形態のも
のと同一である。The other structure is the same as that of each of the embodiments described above.

【００８７】本実施形態の超音波診断装置は以上のよう
に構成され機能する。このため、検査者が切換スイッチ
５７を介して第１の撮像モードを指令すると、切換コン
トローラ５６の切換制御により、送信切換スイッチ４５
が「パルサ側」に、受信切換スイッチ５５が「バイパス
側」に切り換えられるとともに、位相補正処理部１４が
その通常の位相補正処理を実施する。The ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment functions and operates as described above. Therefore, when the examiner commands the first imaging mode via the changeover switch 57, the changeover control of the changeover controller 56 causes the transmission changeover switch 45 to change.
Is switched to the “pulse side”, the reception changeover switch 55 is switched to the “bypass side”, and the phase correction processing unit 14 performs the normal phase correction processing.

【００８８】これにより、前述した第１の実施形態のも
のと同一の回路構成および動作状態になる。したがっ
て、超音波造影剤の非線形散乱には各別に依存せず、受
信エコー信号に含まれる造影剤散乱成分の全体に基づく
血流分布像が表示される。As a result, the circuit configuration and operation state are the same as those of the first embodiment. Accordingly, a blood flow distribution image based on the entire contrast agent scattering component included in the received echo signal is displayed without depending on the nonlinear scattering of the ultrasonic contrast agent.

【００８９】また、検査者が切換スイッチ５７を介して
第２の撮像モードを指令すると、切換コントローラ５６
の切換制御により、送信切換スイッチ４５が「送信系フ
ィルタ側」に、受信切換スイッチ５５が「非基本波側」
に切り換えられるとともに、位相補正処理部１４が位相
補正処理を実質的に停止する。When the examiner instructs the second imaging mode via the changeover switch 57, the changeover controller 56
, The transmission switch 45 is set to the “transmission filter side” and the reception switch 55 is set to the “non-fundamental side”.
And the phase correction processing unit 14 substantially stops the phase correction processing.

【００９０】これにより、前述した第２の実施形態のも
のと同一の回路構成および動作状態が得られる。ただ
し、フレーム間フィルタ処理部１５に入力するエコー信
号には２次高調波成分、すなわち造影剤散乱成分が支配
的に含まれているため、そのエコー信号の位相補正は実
質的に行われず、ハイパスフィルタ処理のみ実施され
る。これにより、第２の実施形態のものと等価な処理信
号が得られる。ハイパスフィルタ処理後のエコー信号に
基づき、超音波造影剤の非線形散乱に依存した２次高周
波成分に基づく血流分布像が表示される。As a result, the same circuit configuration and operating state as those of the second embodiment can be obtained. However, since the echo signal input to the inter-frame filter processing unit 15 contains the second harmonic component, that is, the contrast agent scattering component dominantly, the phase correction of the echo signal is not substantially performed, and the high-pass Only filter processing is performed. Thereby, a processed signal equivalent to that of the second embodiment is obtained. Based on the echo signal after the high-pass filter processing, a blood flow distribution image based on a secondary high-frequency component depending on nonlinear scattering of the ultrasonic contrast agent is displayed.

【００９１】検査者はこのようにして必要な撮像モード
を選択でき、診断に必要なモードの画像を表示させるこ
とができるから、非常に使い勝手の良い便利なシステム
を提供できる。The examiner can select a necessary imaging mode in this way and can display an image in a mode necessary for diagnosis, so that a very convenient and convenient system can be provided.

【００９２】なお、図１２の構成の変形例として撮像モ
ードの切換タイミングを以下のように制御できる。送信
切換スイッチ４５および受信切換スイッチ５５の切換を
時分割で（例えば１フレーム単位で）、かつ、この時分
割タイミングに合わせて、位相補正処理部１４およびフ
レーム間フィルタ処理部１５の処理も時分割で実施する
ように、切換コントローラ５６に制御させることもでき
る。この場合、第１、第２の撮像モードの血流分布像の
画像データが同時に得られるから、表示器にはそれらを
例えば分割表示させる。これにより、単一撮像モードの
場合よりもフレームレートは低下するものの、検査者が
両方の撮像モードの画像を同時に見比べることができ、
画像自体を比較検討できるとともに、その後に第１、第
２の撮像モードのいずれを採用したらよいかの選定を補
助することもできる。As a modification of the configuration shown in FIG. 12, the switching timing of the imaging mode can be controlled as follows. The switching of the transmission changeover switch 45 and the reception changeover switch 55 is performed in a time-divisional manner (for example, in units of one frame). The control can be performed by the switching controller 56 as described above. In this case, since the image data of the blood flow distribution images in the first and second imaging modes are obtained at the same time, the display unit displays them, for example, in a divided manner. Thereby, although the frame rate is lower than in the case of the single imaging mode, the inspector can simultaneously compare the images of both the imaging modes,
The image itself can be compared and examined, and the selection of which of the first and second imaging modes should be adopted thereafter can be assisted.

【００９３】（第４の実施の形態）第４の実施形態に係
る超音波診断装置を図１３に基づき説明する。ここでは
第１の実施形態と同一または同等の構成には同一符号を
用いる。(Fourth Embodiment) An ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment will be described with reference to FIG. Here, the same reference numerals are used for the same or equivalent configurations as the first embodiment.

【００９４】前述した第１〜第３の実施形態では全て超
音波造影剤を被検体に注入した状態でコントラストエコ
ー法を実施する装置について説明してきたが、この第４
の実施形態の装置は「超音波造影剤を注入しない」状態
で血流分布像を得る。In the first to third embodiments described above, the apparatus for executing the contrast echo method in a state where the ultrasonic contrast agent is injected into the subject has been described.
The apparatus according to the embodiment obtains a blood flow distribution image in a state where “the ultrasonic contrast agent is not injected”.

【００９５】図１３に示す超音波診断装置は、この目的
で動作するように構成したもので、第１の実施形態で説
明した原理に基づく位相補正により組織散乱成分を低減
し、血流散乱成分を抽出できるように構成している。被
検体には超音波造影剤を注入していないから、前記式
（１）において造影剤散乱成分Ｓ_ｉ＝０となる。式
（２）以降の説明においてはＳ_ｉをｂ_ｉに置換すること
で、造影剤散乱成分に代えて血流散乱成分が抽出される
ことが分かる。The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 13 is configured to operate for this purpose. The ultrasonic diagnostic apparatus reduces the tissue scattering component by the phase correction based on the principle described in the first embodiment, and reduces the blood flow scattering component. Is configured to be extracted. Since no ultrasonic contrast agent has been injected into the subject, the contrast agent scattering component S _i = 0 in equation (1). In the description of the formula (2) or later by replacing the S _i to b _i, it can be seen that the blood flow scattering component is extracted in place of the contrast medium scattered component.

【００９６】これを実現するため、具体的には図１３に
示すように、受信系回路１３の後段に、第１の実施形態
で説明したフレーム間フィルタ処理部１５および位相補
正処理部１４を備えている。位相補正処理部１４により
エコー信号の位相変化が補正され、組織散乱成分が除去
される。フレーム間フィルタ処理部１５のハイパスフィ
ルタにより、フレーム間の時系列データに対してハイパ
スフィルタ処理が施され、血流散乱成分が抽出される。To realize this, specifically, as shown in FIG. 13, the inter-frame filter processing unit 15 and the phase correction processing unit 14 described in the first embodiment are provided at the subsequent stage of the receiving system circuit 13. ing. The phase change of the echo signal is corrected by the phase correction processing unit 14, and the tissue scattering component is removed. The high-pass filter of the inter-frame filter processing unit 15 performs high-pass filter processing on the time-series data between frames, and extracts a blood flow scattering component.

【００９７】さらに本実施形態では図１３に示すよう
に、対数圧縮器１７と表示器１８の間にフレーム相関処
理部６１を介挿させている。この介挿理由は以下のよう
である。フレーム間フィルタ処理部１５により抽出され
る血流散乱成分の信号強度は、例えば撮像対象の血管が
太いなど、条件が良い場合でも組織散乱成分と比較して
小さい。ましてや、微小血管など、撮像対象の組織散乱
成分に関する条件に恵まれていない場合、超音波造影剤
を用いる撮像に比肩できるＳ／Ｎ比を得ることは殆ど困
難である。そこで、フレーム相関処理部６１を上述のよ
うに追加的に介挿させている。Further, in this embodiment, a frame correlation processing section 61 is interposed between the logarithmic compressor 17 and the display 18 as shown in FIG. The reason for this insertion is as follows. The signal intensity of the blood flow scatter component extracted by the inter-frame filter processing unit 15 is smaller than the tissue scatter component even under good conditions such as a thick blood vessel to be imaged. Furthermore, when conditions for the tissue scattering component of the imaging target such as microvessels are not good, it is almost difficult to obtain an S / N ratio comparable to that of imaging using an ultrasonic contrast agent. Therefore, the frame correlation processing unit 61 is additionally inserted as described above.

【００９８】フレーム相関処理部６１は、画像データ中
の各画素点毎に、複数フレーム分の画像データを重み付
け加算する処理を行い、これにより各画像データのＳ／
Ｎ比を向上させるようにしている。すなわち、フレーム
の加算枚数を適宜に増加させることで、Ｓ／Ｎ比を上げ
ることができる。この加算枚数は、不必要に増加させる
と見掛けのリアルタイム性を低下させることにもなるの
で、最適数に設定し、最適な重み付け処理がなされるよ
うにすることが望ましい。The frame correlation processing section 61 performs a process of weighting and adding the image data of a plurality of frames for each pixel point in the image data, and thereby the S / S
The N ratio is improved. That is, the S / N ratio can be increased by appropriately increasing the number of frames to be added. Unnecessarily increasing the number of added sheets may reduce the apparent real-time property. Therefore, it is desirable to set the number of added sheets to an optimum number so that an optimum weighting process is performed.

【００９９】このように、エコー信号の位相補正処理、
そのハイパスフィルタ処理、さらにはフレーム相関処理
を組み合わせることで、超音波造影剤を使用しなくても
血流の分布像を好適に表示させることができる。この撮
像には造影剤注入が不要であり、侵襲性が皆無となるか
ら、患者の負担も極めて軽いものとなる。As described above, the phase correction processing of the echo signal,
By combining the high-pass filter processing and the frame correlation processing, a distribution image of a blood flow can be suitably displayed without using an ultrasonic contrast agent. This imaging does not require injection of a contrast agent and is completely invasive, so that the burden on the patient is extremely light.

【０１００】ただし、本実施形態では、フレーム間の時
系列データを各サンプル点毎にハイパスフィルタ処理し
て抽出するため、本装置が対象とする血流速度は一般
に、極めて低い、「極低速度」の速度範囲（例えば２cm
／ｓ〜３cm／ｓ程度）に制限される。この速度範囲は、
送信する超音波パルス信号の繰返し周期（レート周期）
単位の時系列データを用いて血流分布像（カラーアンジ
オとも呼ばれる）を得る装置が通常、検出対象としてい
る血流速度に比べても低い値である。However, in the present embodiment, since the time-series data between frames is extracted by performing a high-pass filter processing for each sample point, the blood flow velocity targeted by the present apparatus is generally extremely low, such as “very low velocity”. Speed range (eg 2cm
/ S to 3 cm / s). This speed range is
Repetition period (rate period) of transmitted ultrasonic pulse signal
A device that obtains a blood flow distribution image (also called a color angio) using unit time-series data usually has a lower value than the blood flow velocity to be detected.

【０１０１】その反面、このパルス繰返し周期単位の時
系列データを用いる装置では、かかる時系列データを得
るために同一走査線上で複数回の走査（レート数）が必
要なる。したがって、１枚のフレーム画像データを得る
ために必要な総レート数が非常に多くなる。これに比
べ、この第４の実施形態の装置の場合、総レート数は走
査線数分のレート数で十分であるので、高いフレームレ
ートを確保できる利点がある。On the other hand, in an apparatus that uses time-series data in units of pulse repetition periods, a plurality of scans (the number of rates) on the same scanning line are required to obtain such time-series data. Therefore, the total number of rates required to obtain one frame of image data becomes very large. On the other hand, in the case of the device of the fourth embodiment, the total number of rates is sufficient for the number of scanning lines, and thus there is an advantage that a high frame rate can be secured.

【０１０２】[0102]

【発明の効果】以上説明したように、本発明の１つの態
様に係る超音波診断装置によれば、超音波造影剤を用い
た血流分布像を得るに際し、撮像断面の各サンプル点毎
に、エコー信号から組織の時系列的な位相変化量を推定
し、この位相推定量でエコー信号を位相補正し、この後
にエコー信号のフレーム間のハイパスフィルタ処理を行
うようにしたため、そのハイパスフィルタ処理の遮断周
波数を血流速度に合わせて適宜に設定することで、組織
に対して相対移動する造影剤散乱成分、すなわち血流の
動き情報のみを効率的に抽出することができる。非基本
波造影法（ハーモニックモード法）と比較して生体減衰
が少ないことから、Ｓ／Ｎ比が良い造影像が得られ、よ
り深部での撮像に適する。加えて、非線形散乱の効果が
小さい超音波造影剤を用いた撮像も可能になる。As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to one aspect of the present invention, when obtaining a blood flow distribution image using an ultrasonic contrast agent, each of the sample points of the imaging cross section is obtained. In order to estimate the time-series phase change amount of the tissue from the echo signal, correct the phase of the echo signal with the phase estimation amount, and then perform high-pass filter processing between frames of the echo signal, the high-pass filter processing is performed. By appropriately setting the cutoff frequency according to the blood flow velocity, it is possible to efficiently extract only the contrast agent scattering component that moves relative to the tissue, that is, only the blood flow movement information. Since the living body attenuation is smaller than that of the non-fundamental wave contrast method (harmonic mode method), a contrast image with a good S / N ratio can be obtained, which is suitable for deeper imaging. In addition, imaging using an ultrasonic contrast agent having a small nonlinear scattering effect becomes possible.

【０１０３】また本発明の別の態様に係る超音波診断装
置は、超音波造影剤を注入して造影剤の非線形散乱に起
因した非基本波成分に基づく血流分布像を得るもので、
非基本波成分を積極的に除去した超音波信号を送信する
とともに、受信したエコー信号から非基本波成分を抽出
し、その抽出信号をさらに基本成分と非基本波成分の受
けるドプラ偏移周波数の違いに着目したフレーム間ハイ
パスフィルタ処理に付す。これにより、非基本波成分に
比べて生体の動きに起因したドプラ偏移周波数の小さな
基本波成分のみを効率良く除去でき、残った２次高調波
成分などの非基本波成分に基づく血流分布像を高品質で
得ることができる。とくに、「非基本波成分／基本波成
分」の比が大きく、基本波成分による組織エコーの影響
が大きい部位に対しても、静脈注入によるコントラスト
エコー法を実施して例えば心筋分布像を得て、心筋内血
流の潅流域の評価を好適に行うことができる。An ultrasonic diagnostic apparatus according to another aspect of the present invention obtains a blood flow distribution image based on a non-fundamental component caused by nonlinear scattering of a contrast agent by injecting an ultrasound contrast agent.
While transmitting the ultrasonic signal from which the non-fundamental component is positively removed, the non-fundamental component is extracted from the received echo signal, and the extracted signal is further subjected to the Doppler shift frequency of the fundamental component and the non-fundamental component. The inter-frame high-pass filter processing focusing on the difference is performed. As a result, it is possible to efficiently remove only the fundamental component having a small Doppler shift frequency due to the movement of the living body compared to the non-fundamental component, and the blood flow distribution based on the remaining non-fundamental components such as the second harmonic component. Images can be obtained with high quality. In particular, the contrast echo method by intravenous injection is performed to obtain a myocardial distribution image, for example, even in a region where the ratio of “non-fundamental wave component / fundamental wave component” is large and the influence of tissue echo by the fundamental wave component is large. In addition, the perfusion area of the myocardial blood flow can be appropriately evaluated.

【０１０４】さらに本発明の別の態様に係る超音波診断
装置によれば、超音波造影剤を注入して血流分布像を得
るときに、視野深度に対してＳ／Ｎ比が十分であれば、
造影剤の非線形散乱に起因した非基本波成分に基づく血
流分布像の表示を選択でき、一方、視野深度に対してＳ
／Ｎ比が不足する場合、非基本波成分のみには依存しな
いで、組織散乱成分及び造影剤散乱成分（基本波成分、
非基本波成分を含む）を含むエコー信号の位相補正後の
フレーム間ハイパスフィルタ処理結果に基づく血流分布
像の表示を選択できる。このように診断対象の深さに応
じて撮像モードを選択でき、診断に最適な画像を提供で
きる。Further, according to the ultrasonic diagnostic apparatus according to another aspect of the present invention, when an ultrasonic contrast agent is injected to obtain a blood flow distribution image, the S / N ratio should be sufficient for the depth of field. If
The display of the blood flow distribution image based on the non-fundamental wave component caused by the nonlinear scattering of the contrast agent can be selected.
When the / N ratio is insufficient, the tissue scattering component and the contrast agent scattering component (the fundamental wave component,
The display of the blood flow distribution image based on the inter-frame high-pass filter processing result after the phase correction of the echo signal including the non-fundamental wave component) can be selected. As described above, the imaging mode can be selected according to the depth of the diagnosis target, and an image optimal for diagnosis can be provided.

【０１０５】さらに本発明の別の態様に係る超音波診断
装置は、超音波造影剤を注入しないで血流分布像を得る
もので、受信エコー信号から組織の時系列的な位相変化
量を推定し、この位相推定量でエコー信号を位相補正
し、この結果得られるエコー信号にフレーム間ハイパス
フィルタ処理を施すようにしたので、組織に対して相対
移動する血流からのエコー成分のみを好適に抽出でき
る。これに加えて、この血流エコー成分の信号をフレー
ム間で加算・増強して表示することで、Ｓ／Ｎ比を向上
させることができ、超音波造影剤を投与しなくても高Ｓ
／Ｎ比の血流分布像を提供することができる。An ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment of the present invention obtains a blood flow distribution image without injecting an ultrasonic contrast agent, and estimates a time-series phase change amount of a tissue from a received echo signal. Then, the echo signal is phase-corrected with the phase estimation amount, and the resulting echo signal is subjected to an inter-frame high-pass filter process. Therefore, only the echo component from the blood flow relatively moving with respect to the tissue is preferably used. Can be extracted. In addition, by adding and enhancing the signal of the blood flow echo component between frames and displaying the added signal, the S / N ratio can be improved, and the S / N ratio can be increased without administration of an ultrasonic contrast agent.
/ N ratio blood flow distribution image can be provided.

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

【図１】本発明の第１の実施の形態にかかる超音波診断
装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.

【図２】第１の実施形態におけるフレーム間フィルタ処
理部および位相処理部の構成を示すブロック図。FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of an inter-frame filter processing unit and a phase processing unit according to the first embodiment.

【図３】動画像空間における受信データを模式的に説明
する図。FIG. 3 is a diagram schematically illustrating received data in a moving image space.

【図４】信号と位相の関係を示すベクトル図。FIG. 4 is a vector diagram showing a relationship between a signal and a phase.

【図５】位相補正を説明するベクトル図。FIG. 5 is a vector diagram illustrating phase correction.

【図６】位相補正を周波数スペクトルで説明する図。FIG. 6 is a diagram illustrating phase correction using a frequency spectrum.

【図７】本発明の第２の実施の形態にかかる超音波診断
装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 7 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention.

【図８】第２の実施形態におけるフレーム間フィルタ処
理部のブロック図。FIG. 8 is a block diagram of an inter-frame filter processing unit according to the second embodiment.

【図９】非基本波用ＢＰＦの動作に伴う基本波成分の漏
れを説明する図。FIG. 9 is a view for explaining leakage of a fundamental wave component accompanying the operation of the non-fundamental wave BPF.

【図１０】動画像空間における受信データを模式的に説
明する図。FIG. 10 is a diagram schematically illustrating received data in a moving image space.

【図１１】基本波成分の漏れとハイパスフィルタの特性
との関係を説明する図。FIG. 11 is a diagram illustrating the relationship between leakage of a fundamental wave component and characteristics of a high-pass filter.

【図１２】本発明の第３の実施の形態にかかる超音波診
断装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 12 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a third embodiment of the present invention.

【図１３】本発明の第４の実施の形態にかかる超音波診
断装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 13 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１１ 超音波プローブ １２ 送信系回路（駆動手段） １３ 受信系回路（受信手段／受信処理手段） １４ 位相補正処理部（位相補正手段／フレーム間デー
タ処理手段） １５ フレーム間フィルタ処理部 １６ 検波器 １７ 対数圧縮器 １８ 表示器 ２１ フレームメモリ（位相補正手段／フィルタリング
手段） ２２ ハイパスフィルタ（フィルタリング手段） ３５ 位相補正量推定回路（推定手段） ３６ 位相補正器（補正手段） ３９ フレーム間フィルタ処理部（フレーム間データ処
理手段） ４１ クロック発生部（第１、第２の駆動手段） ４２ 送信遅延部（第１、第２の駆動手段） ４３ パルサ回路（第１、第２の駆動手段） ４４ 送信系フィルタ（第２の駆動手段） ４５ 送信切換スイッチ（指令手段） ５１ プリアンプ（受信処理手段） ５２ 受信ビームフォーマ部（整相加算手段／受信処理
手段） ５３ 基本波用ＢＰＦ（第１のフィルタ手段） ５４ 非基本波用ＢＰＦ（第２のフィルタ手段／抽出手
段） ５５ 受信切換スイッチ（選択手段／指令手段） ５６ 切換コントローラ（指令手段／切換制御手段） ５７ 切換スイッチ（指令手段／操作器） ６１ フレーム相関処理部（処理手段）Reference Signs List 11 Ultrasonic probe 12 Transmitting circuit (driving means) 13 Receiving circuit (receiving means / receiving processing means) 14 Phase correction processing section (phase correcting means / inter-frame data processing means) 15 inter-frame filter processing section 16 detector 17 Logarithmic compressor 18 Display 21 Frame memory (phase correcting means / filtering means) 22 High-pass filter (filtering means) 35 Phase correction amount estimating circuit (estimating means) 36 Phase corrector (correcting means) 39 Inter-frame filter processing section (frame) Data processing means) 41 clock generation unit (first and second driving means) 42 transmission delay unit (first and second driving means) 43 pulsar circuit (first and second driving means) 44 transmission system filter (Second drive means) 45 Transmission changeover switch (command means) 51 Preamplifier (reception processing means) 52 Reception Beamformer section (phasing addition means / reception processing means) 53 BPF for fundamental wave (first filter means) 54 BPF for non-fundamental wave (second filter means / extraction means) 55 reception changeover switch (selection means / command Means) 56 switching controller (command means / switch control means) 57 changeover switch (command means / operator) 61 frame correlation processing section (processing means)

Claims (18)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 超音波および電気量の信号を互いに双方
向に変換可能なプローブと、このプローブを駆動して被
検体の断層面を超音波スキャンする駆動手段と、前記プ
ローブの駆動に伴って当該プローブから時系列的に出力
される前記超音波スキャンに呼応した電気量のエコー信
号を受信する受信手段と、この受信手段から出力される
エコー信号から成る複数フレーム分の受信データに基づ
き前記断層面の各サンプル点のフレーム方向のエコー信
号列の位相変化を補正する位相補正手段と、この位相補
正手段が位相補正したエコー信号列から信号変化の少な
い成分を除去するフィルタリング手段と、このフィルタ
リング手段の出力信号に基づき前記断層面の超音波画像
データを生成する画像データ生成手段と、この画像デー
タ生成手段が生成した画像データを表示する表示手段と
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。1. A probe capable of bidirectionally converting signals of an ultrasonic wave and an electric quantity, driving means for driving the probe to ultrasonically scan a tomographic plane of a subject, and driving the probe. Receiving means for receiving an echo signal of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output in time series from the probe, and receiving the echo data based on a plurality of frames of the echo signals output from the receiving means; Phase correction means for correcting the phase change of the echo signal sequence in the frame direction at each sample point on the surface; filtering means for removing components with small signal changes from the echo signal sequence phase-corrected by the phase correction means; Image data generating means for generating ultrasonic image data of the tomographic plane based on the output signal of An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: a display unit for displaying the image data. 【請求項２】 前記エコー信号は、前記被検体に注入し
た超音波造影剤による超音波信号の散乱を反映した成分
を含む信号である請求項１記載の超音波診断装置。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the echo signal is a signal including a component reflecting scattering of the ultrasonic signal by the ultrasonic contrast agent injected into the subject. 【請求項３】 前記位相補正手段は、前記エコー信号列
の位相変化を当該エコー信号列自体から推定する推定手
段と、この推定手段の推定量に基づいて前記エコー信号
列の位相を補正する補正処理手段とを備える請求項１記
載の超音波診断装置。3. The phase correction means for estimating a phase change of the echo signal sequence from the echo signal sequence itself, and a correction for correcting the phase of the echo signal sequence based on the estimation amount of the estimation means. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising a processing unit. 【請求項４】 前記推定手段は、前記各エコー信号列の
各信号近傍における数時系列間での信号同士の位相変化
量を用いて前記位相変化を推定する手段である請求項３
記載の超音波診断装置。4. The estimation means for estimating the phase change using a phase change amount between signals in several time series in the vicinity of each signal of each echo signal sequence.
An ultrasonic diagnostic apparatus as described in the above. 【請求項５】 前記画像データ生成手段は、前記フィル
タリング手段から時系列的に出力された信号を検波する
検波器と、この検波器の出力信号を対数圧縮する対数圧
縮器とを備える請求項１記載の超音波診断装置。5. The image data generating means includes a wave detector for detecting a signal output in time series from the filtering means, and a logarithmic compressor for logarithmically compressing an output signal of the wave detector. An ultrasonic diagnostic apparatus as described in the above. 【請求項６】 前記対数圧縮器と前記表示手段との間
に、当該対数圧縮器の出力信号から成る複数フレーム分
のデータをその各ピクセルについて重み付け加算する処
理手段を介挿した請求項５記載の超音波診断装置。6. A processing means for weighting and adding data of a plurality of frames composed of an output signal of the logarithmic compressor for each pixel between the logarithmic compressor and the display means. Ultrasonic diagnostic equipment. 【請求項７】 前記フィルタリング手段は、前記信号変
化の少ない成分を除去するハイパスフィルタを備える請
求項１記載の超音波診断装置。7. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the filtering unit includes a high-pass filter that removes the component with a small signal change. 【請求項８】 超音波および電気量の信号を互いに双方
向に変換可能なプローブと、基本波成分に対する非基本
波成分のレベルを減少させて実質的にその基本波成分か
ら成る駆動パルス信号で前記プローブを駆動して被検体
の断層面を超音波スキャンする駆動手段と、前記プロー
ブの駆動に伴って当該プローブから時系列的に出力され
る前記超音波スキャンに呼応した電気量のエコー信号を
受信する受信手段と、この受信手段から出力されるエコ
ー信号から成る複数フレーム分の受信データのフレーム
方向のエコー信号列から信号変化の少ない成分を前記断
層面の各サンプル点毎に除去するフィルタリング手段
と、このフィルタリング手段の出力信号に基づき前記断
層面の超音波画像データを生成する画像データ生成手段
と、この画像データ生成手段が生成した画像データを表
示する表示手段とを備え、前記被検体に超音波造影剤を
注入した状態で使用することを特徴とした超音波診断装
置。8. A probe capable of bidirectionally converting an ultrasonic signal and an electric quantity signal to each other, and a drive pulse signal substantially reducing the level of a non-fundamental wave component with respect to the fundamental wave component. Driving means for driving the probe to ultrasonically scan the tomographic plane of the subject, and an echo signal of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output in chronological order from the probe with the driving of the probe. Receiving means for receiving, and filtering means for removing a component having a small signal change from an echo signal sequence in a frame direction of received data for a plurality of frames composed of echo signals output from the receiving means for each sample point on the tomographic plane Image data generating means for generating ultrasonic image data of the tomographic plane based on an output signal of the filtering means; An ultrasonic diagnostic apparatus, comprising: display means for displaying image data generated by the generating means, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is used with an ultrasonic contrast agent injected into the subject. 【請求項９】 前記駆動手段は、実質的に前記基本波成
分を通過させ且つ前記非基本波成分を通過させるフィル
タを備え、このフィルタから出力された前記駆動パルス
信号を前記プローブに供給するようにした請求項８記載
の超音波診断装置。9. The driving unit includes a filter that substantially passes the fundamental wave component and passes the non-fundamental wave component, and supplies the driving pulse signal output from the filter to the probe. 9. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8, wherein: 【請求項１０】 前記フィルタリング手段は、前記信号
変化の少ない成分を除去するハイパスフィルタを備える
請求項９記載の超音波診断装置。10. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 9, wherein said filtering means includes a high-pass filter for removing the component having a small signal change. 【請求項１１】 前記受信手段は、前記エコー信号を整
相加算する整相加算手段と、この整相加算手段で整相加
算された信号から前記基本波成分および前記非基本波成
分を各別に抽出する第１および第２のフィルタ手段と、
この第１および第２のフィルタ手段の抽出信号の一方を
選択して前記フィルタリング手段に供給する選択手段と
を備えた請求項８記載の超音波診断装置。11. The phasing addition means for phasing addition of the echo signal, and the fundamental wave component and the non-fundamental wave component are respectively separated from a signal phased and added by the phasing addition means. First and second filter means for extracting;
9. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 8, further comprising: selecting means for selecting one of the extracted signals of the first and second filter means and supplying the selected signal to the filtering means. 【請求項１２】 超音波および電気量の信号を互いに双
方向に変換可能なプローブを備えた超音波診断装置にお
いて、 被検体に注入した超音波造影剤が超音波信号を散乱した
成分に基づく第１の撮像モードおよびその超音波造影剤
の超音波信号に対する非線形散乱に起因した成分に基づ
く第２の撮像モードの内の一方を択一的に指令する指令
手段と、 前記指令手段により前記第１の撮像モードが指令された
ときに駆動パルス信号で前記プローブを駆動して被検体
の断層面を超音波スキャンする第１の駆動手段と、前記
指令手段により前記第２の撮像モードが指令されたとき
に基本波成分に対する非基本波成分のレベルを減少させ
て実質的にその基本波成分から成る駆動パルス信号で前
記プローブを駆動して被検体の断層面を超音波スキャン
する第２の駆動手段と、 前記プローブの駆動に伴って当該プローブから時系列的
に出力される前記超音波スキャンに呼応した電気量のエ
コー信号を受信して整相加算する手段を含む受信処理手
段と、 前記指令手段により前記第２の撮像モードが指令された
ときに前記受信処理手段で整相加算されたエコー信号か
ら前記非基本波成分を抽出する抽出手段と、 前記受信処理手段により整相加算されたエコー信号から
成る複数フレーム分の受信データまたは前記抽出手段に
より抽出された信号から成る複数フレーム分の受信デー
タのいずれか一方に基づき前記断層面の各サンプル点の
フレーム方向のエコー信号列から信号変化の少ない成分
を除去するフィルタリング手段を含むフレーム間データ
処理手段と、 このフィルタリング手段の出力信号に基づき前記断層面
の超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
この画像データ生成手段が生成した画像データを表示す
る表示手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装
置。12. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising a probe capable of bidirectionally converting ultrasonic and electric signals to and from each other, wherein an ultrasonic contrast agent injected into a subject is based on a component based on a scattered ultrasonic signal. Command means for selectively instructing one of the first imaging mode and a second imaging mode based on a component caused by non-linear scattering of the ultrasonic signal of the ultrasonic contrast agent with the ultrasonic signal; A first driving unit that drives the probe with a drive pulse signal when the imaging mode is instructed to ultrasonically scan a tomographic plane of the subject; and the second imaging mode is instructed by the instruction unit. Sometimes, the level of the non-fundamental wave component with respect to the fundamental wave component is reduced, and the probe is driven by a drive pulse signal substantially consisting of the fundamental wave component to scan the tomographic plane of the subject with ultrasound. A second driving unit; and a reception processing unit including a unit that receives an echo signal of an electric quantity corresponding to the ultrasonic scan output in time series from the probe in accordance with the driving of the probe and performs phasing addition. Extracting means for extracting the non-fundamental component from the echo signal phase-added by the reception processing means when the second imaging mode is commanded by the command means; and phasing by the reception processing means Echo signal sequence in the frame direction of each sample point on the tomographic plane based on either the received data for a plurality of frames composed of the added echo signals or the received data for a plurality of frames composed of the signal extracted by the extracting means. Inter-frame data processing means including filtering means for removing a component having a small signal change from the image signal; An image data generation means for generating an ultrasound image data of said tomographic plane can,
A display unit for displaying the image data generated by the image data generating unit. 【請求項１３】 前記フレーム間データ処理手段は、前
記指令手段により前記第１の撮像モードが指令されたと
きにのみ、前記受信処理手段から出力されるエコー信号
から成る複数フレーム分の受信データに基づき前記断層
面の各サンプル点のフレーム方向のエコー信号列の位相
変化を補正する位相補正手段を備える請求項１２記載の
超音波診断装置。13. The inter-frame data processing means converts a plurality of frames of reception data composed of echo signals output from the reception processing means only when the first imaging mode is commanded by the command means. 13. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, further comprising: a phase correction unit configured to correct a phase change of an echo signal sequence in a frame direction of each sample point on the tomographic plane based on the tomographic plane. 【請求項１４】 前記位相補正手段は、前記エコー信号
列の位相変化を当該エコー信号列自体から推定する推定
手段と、この推定手段の推定量に基づいて前記エコー信
号列の位相を補正する補正処理手段とを備える請求項１
３記載の超音波診断装置。14. The phase correction means for estimating a phase change of the echo signal sequence from the echo signal sequence itself, and a correction for correcting the phase of the echo signal sequence based on the estimation amount of the estimation means. And a processing means.
4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to 3. 【請求項１５】 前記第２の駆動手段は、実質的に前記
基本波成分を通過させ且つ前記非基本波成分を通過させ
るフィルタを備え、このフィルタから出力された前記駆
動パルス信号を前記プローブに供給するようにした請求
項１２記載の超音波診断装置。15. The second driving means includes a filter that substantially passes the fundamental wave component and passes the non-fundamental wave component, and applies the driving pulse signal output from the filter to the probe. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is supplied. 【請求項１６】 前記フィルタリング手段は、前記信号
変化の少ない成分を除去するハイパスフィルタを備える
請求項１２記載の超音波診断装置。16. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12, wherein said filtering means includes a high-pass filter for removing the component having a small signal change. 【請求項１７】 前記指令手段は、前記第１および第２
の駆動手段の出力段に共用状態で介挿された送信切換ス
イッチと、前記受信処理手段および前記抽出手段と前記
フレーム間データ処理手段との間に介挿された受信切換
スイッチと、検査者が前記第１および第２の撮像モード
をマニュアルで択一的に指令可能な操作器と、この操作
器への操作内容に応じて前記送信切換スイッチおよび前
記受信切換スイッチを切り換える切換制御手段とを備え
る請求項１２記載の超音波診断装置。17. The apparatus according to claim 17, wherein the command means is configured to control the first and second signals.
A transmission change-over switch inserted in the output stage of the driving means in a shared state, a reception change-over switch inserted between the reception processing means and the extraction means and the inter-frame data processing means, An operating device capable of manually instructing the first and second imaging modes alternatively, and switching control means for switching the transmission switch and the reception switching switch in accordance with the operation of the operating device. An ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 12. 【請求項１８】 前記信号変化の少ない成分は、前記被
検体の組織からの超音波信号の散乱に対応した信号成分
であり、当該被検体の血流からの超音波信号の散乱に対
応した信号成分の変化よりも小さい値である請求項１、
８、または１２のいずれか一項に記載の超音波診断装
置。18. The component having a small signal change is a signal component corresponding to scattering of an ultrasonic signal from the tissue of the subject, and a signal corresponding to scattering of an ultrasonic signal from a blood flow of the subject. Claim 1, wherein the value is smaller than the change in the component.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of items 8 and 12.