(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
造影剤が投与された被検体に対して超音波を送受波する超音波プローブと、
機械的指標であるＭＩ値が０．１以下の超音波送波が行われるように前記超音波プローブの駆動信号を発生する駆動信号発生手段と、
前記超音波プローブで受波された超音波エコー信号から、振幅強度に対応するＢモード信号を生成するＢモード信号生成手段と、
前記超音波プローブで受波された超音波エコー信号から、基本波成分を抑圧して高調波成分を抽出した信号を生成する信号抽出手段と、
前記信号抽出手段の出力に基づいて、前記被検体内に存在する移動体の速度及びパワーを求める手段と、
各画素について、前記Ｂモード信号値と、流速信号値或いはパワー信号値とを比較して、前記Ｂモード信号値を使用するか否かを判別する判別手段と、
前記判別手段がＢモード信号値を使用すると判別した画素については、当該Ｂモード信号値に基づく輝度にて第１の色を割り当て、前記判別手段がＢモード信号値を使用しないと判別した画素については、流速信号値の符号が正でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第２の色及び輝度を、流速信号値の符号が負でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第３の色及び輝度を、パワー信号値が所定の値以下の画素については第４の色及び輝度を、それぞれ流速信号値及びパワー信号値を用いて割り当て、合成画像を生成する画像生成手段と、
前記合成画像を表示する画像表示手段と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
機械的指標であるＭＩ値を０．１以下とした、所定断面に関するＢモード信号、流速信号、パワー信号を記憶する記憶手段と、
各画素について、前記Ｂモード信号値と、流速信号値或いはパワー信号値とを比較して、前記Ｂモード信号値を使用するか否かを判別する判別手段と、
前記判別手段がＢモード信号値を使用すると判別した画素については、当該Ｂモード信号に基づく輝度にて第１の色を割り当て、前記判別手段がＢモード信号値を使用しないと判別した画素については、流速信号値の符号が正でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第２の色及び輝度を、流速信号値の符号が負でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第３の色及び輝度を、パワー信号値が所定の値以下の画素については第４の色及び輝度を、それぞれ流速信号値及びパワー信号値を用いて割り当て、合成画像を生成する画像生成手段と、
前記合成された画像を表示する画像表示手段と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
前記判別手段は、Ｂモード信号と血流信号とによって定義された関数テーブル、Ｂモード信号とパワー信号とによって定義された関数テーブル、Ｂモード信号と血流信号及びパワー信号とによって定義された関数テーブルのうちの何れかに基づいて、前記判別を行うことを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、造影剤を使用したコントラストエコー法による診断が可能な超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、超音波パルス反射法により体表から生体内の軟組織の断層像を無侵襲に得ることができ、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ診断装置、核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、小型で安価、リアルタイム表示が可能、Ｘ線などの被爆がなく安全性が高い、血流イメージングが可能等の特長を有している。この様な利便性から、現在では心臓、腹部、泌尿器、および産婦人科などで広く利用されている。
【０００３】
この超音波画像診断装置においては、種々の撮影法が存在する。その代表的なものの一つに、コントラストエコー法と称される撮影手法がある。このコントラストエコー法は、被検体の血管内に微小気泡（マイクロバブル）等からなる超音波造影剤を投与することで、超音波散乱エコーの増強を図るものである。
【０００４】
また、近年、経静脈的投与が可能な超音波造影剤が開発され、この造影剤に適した撮影方法が開発されている。例えば、フィルタ法（一の走査線につき送信された１回のパルスに基づいて映像化する方法：USP5,678,553）、ドプラ法（一の走査線につき送信された２回以上の同位相パルスに基づいて映像化する方法）、フェーズインバージョン法（一の走査線につき送信された位相反転した２つのパルスに基づいて映像化する方法：USP,5,632,277）、フェーズインバージョンドプラ法（一の走査線につき送信された位相の異なる３つ以上ののパルスに基づいて映像化する方法：USP,6095,980）等である。
【０００５】
上記各方法にてコントラストエコー法を行う場合、従来ではＭＩ値を０．５以上とした中音圧或いは高音圧の超音波を送信している。これは、造影剤（バブル）をある程度崩壊させ、染影に寄与させるためである。例えば、一般的に広く利用されているSchering社の造影剤Levovistにおいては、ＭＩ値を０．８以上とした高音圧の超音波を送信しないと、適切に染影されない場合がある。
【０００６】
このような、高音圧による超音波送信、及びそれによって発生するバブルの崩壊は、映像化に多くの影響を及ぼす。例えば、高音圧の超音波が組織を伝播する場合、ハーモニック成分が発生する。ところが、上述したフィルタ法、フェーズインバージョン法は、この組織からのハーモニック成分（以下、ＴＨＩ成分）と、バブルからのハーモニック成分とを分離することができない。従って、フィルタ法、或いはフェーズインバージョン法にてバブルに基づく表示を行う場合には、コントラストが付きにくく、染影画像の中から血流と実質染影とを区別して表示することは困難である。
【０００７】
また、バブルの崩壊は、例えば一の走査線に対し二回以上の超音波を送信した場合、広帯域のエコー信号を発生させる。この広帯域のエコー信号は、疑似ドプラ信号と呼ばれ、基本波の組織及びＴＨＩ成分を抑制することで、映像化に利用することができる。
【０００８】
しかしながら、疑似ドプラ信号に基づくカラードプラ画像は、無数の折り返し点で構成された細い血管や実質内染影像となってしまい、正しい血流速度を表示した画像にはならない。これは、疑似ドプラ信号は、通常の血流からのドプラ信号とは異なり正しい血流方向を示していないことに起因する。従って、コントラストエコー法では、血流速度を表現するのに良好であるカラードプラ表示を使用することはなく、パワードプラ表示を使用する場合が殆どである。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、コントラストエコー法において、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができ、また、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示することができる超音波診断装置を提供することを目的としている。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。
【００１１】
請求項１に記載の発明は、造影剤が投与された被検体に対して超音波を送受波する超音波プローブと、機械的指標であるＭＩ値が０．１以下の超音波送波が行われるように前記超音波プローブの駆動信号を発生する駆動信号発生手段と、前記超音波プローブで受波された超音波エコー信号から、振幅強度に対応するＢモード信号を生成するＢモード信号生成手段と、前記超音波プローブで受波された超音波エコー信号から、基本波成分を抑圧して高調波成分を抽出した信号を生成する信号抽出手段と、前記信号抽出手段の出力に基づいて、前記被検体内に存在する移動体の速度及びパワーを求める手段と、各画素について、前記Ｂモード信号値と、流速信号値或いはパワー信号値とを比較して、前記Ｂモード信号値を使用するか否かを判別する判別手段と、前記判別手段がＢモード信号値を使用すると判別した画素については、当該Ｂモード信号値に基づく輝度にて第１の色を割り当て、前記判別手段がＢモード信号値を使用しないと判別した画素については、流速信号値の符号が正でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第２の色及び輝度を、流速信号値の符号が負でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第３の色及び輝度を、パワー信号値が所定の値以下の画素については第４の色及び輝度を、それぞれ流速信号値及びパワー信号値を用いて割り当て、合成画像を生成する画像生成手段と、前記合成画像を表示する画像表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
請求項２に記載の発明は、機械的指標であるＭＩ値を０．１以下とした、所定断面に関するＢモード信号、流速信号、パワー信号を記憶する記憶手段と、各画素について、前記Ｂモード信号値と、流速信号値或いはパワー信号値とを比較して、前記Ｂモード信号値を使用するか否かを判別する判別手段と、前記判別手段がＢモード信号値を使用すると判別した画素については、当該Ｂモード信号に基づく輝度にて第１の色を割り当て、前記判別手段がＢモード信号値を使用しないと判別した画素については、流速信号値の符号が正でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第２の色及び輝度を、流速信号値の符号が負でありパワー信号値が所定の値以上の画素については第３の色及び輝度を、パワー信号値が所定の値以下の画素については第４の色及び輝度を、それぞれ流速信号値及びパワー信号値を用いて割り当て、合成画像を生成する画像生成手段と、前記合成された画像を表示する画像表示手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。
【００１３】
このような構成によれば、コントラストエコー法において、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができ、また、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示することができる超音波診断装置を実現することができる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１実施形態〜第５実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１５】
（第１実施形態）
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１０のブロック構成図を示している。まず、本超音波診断装置１０のブロック構成を、図１を参照しながら説明する。
【００１６】
本超音波診断装置１０は、超音波プローブ１３、送信回路１５、受信回路１７、Ｂモード処理系１９、カラードプラ処理系２１、Ｂモード処理系座標変換メモリ２３、カラードプラ処理系座標変換メモリ２５、画像合成回路２７、制御回路３１、表示モニタ３３、操作部３５を具備している。
【００１７】
超音波プローブ１３は、圧電セラミック等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。並列され、プローブ１３の先端に装備される複数の圧電振動子は、送信回路１５から印加された電圧パルスに基づいて超音波を発生する。
【００１８】
送信回路１５は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサを有し、プローブ１３に接続される。送信回路１５のパルス発生器は、例えば５ｋＨｚのレート周波数ｆｒ  Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）でレートパルスを繰り返し発生する。このレートパルスはチャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える。なお、送信遅延回路には、図示していないトリガ信号発生器からのトリガがタイミング信号として供給される。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングでプローブ１３にチャンネル毎に電圧パルスを印加する。これにより超音波ビームが被検体に送信される。
【００１９】
受信回路１７は、プリアンプ、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路、加算器を有する。プリアンプは、プローブ１３を介して受信回路１７に取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅する。増幅されたエコー信号は、受信遅延回路により受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与えられ、そして加算器で加算される。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調されたエコー信号（ＲＦ信号）が生成される。この受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性（すなわち、「走査線」）が決定される。
【００２０】
Ｂモード処理系１９は、エコーフィルタ１９ａ、検波回路１９ｂ、ＬＯＧ圧縮回路１９ｃを有している。エコーフィルタ１９ａは、帯域通過フィルタ（バンドパスフィルタ）であり、位相検波を行い、所望の周波数帯域の信号を抽出する。検波回路１９ｂは、エコーフィルタ１９ａから出力されたエコー信号の包絡線を検波し、基本波成分を映像化するＢモード像を構成する走査線毎のＢモード信号を、後述する内容にて求める。ＬＯＧ圧縮回路１９ｃは、Ｂモード検波データに対して対数変換による圧縮処理を施す。
【００２１】
カラードプラ処理系２１は、ＣＴＢ（Corner Turning Buffer：）２１ａ、ウォールフィルタ２１ｂ、速度・分散・パワー推定回路２１ｃを有している。ＣＴＢ２１ａは、入力したカラードプラによるデータ列を一時的に記憶する装置である。ＣＴＢ２１ａに記憶されたデータ列は、所定の順番にてウォールフィルタ２１ｂに出力される。ウォールフィルタ２１ｂは、本実施形態においては、基本波成分を高調波成分を分離する目的で使用し、ローパスフィルタの特性を持たせる。詳細は後述する。速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、位相の異なる複数のエコー信号に基づいて各信号間の相関を演算し、平均周波数を算出する回路である。この速度・分散・パワー推定回路２１ｃによって、カラードプラにおける血流速度・分散・パワー推定等が算出される。速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、抽出された高調波成分に基づいて、パワー像を構成する走査線毎のパワー信号、速度像を構成する走査線毎の速度信号を後述する内容にて推定する。
【００２２】
Ｂモード処理系座標変換メモリ２３、カラードプラ処理系座標変換メモリ２５は、Ｂモード処理系１９、或いはカラードプラ処理系２１から入力した超音波スキャンの走査線信号列を、空間情報に基づいた直交座標系のデータに変換する。
【００２３】
画像合成回路２７は、座標変換メモリ２３、２５から入力したそれぞれ画素毎のＢモード信号値Ｂ、パワー信号値Ｐ、速度信号値Ｖのうち、何れの信号値を表示画像の画素値として採用するかを決定し、決定した信号値の大きさに応じて所定の色及び輝度を割り当てる。この画像合成回路２７の構成については、後で詳しく説明する。
【００２４】
制御回路３１は、システム全体の制御中枢として、本超音波診断装置の動作に関する制御を行う。
【００２５】
表示モニタ３３は、ＣＲＴ等からなるモニタであり、入力したビデオ信号に基づいて被検体組織形状を表す断層像を表示する。この表示モニタ３３には、画像合成回路２７によって生成された、Ｂモード信号、パワー信号、速度信号からなる合成画像が表示される。
【００２６】
操作部３５は、装置１０に接続され、オペレータからの各種指示・命令・情報を装置本体２２にとりこむための、関心領域（ＲＯＩ）の設定などを行うための入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）が設けられる。
【００２７】
（画像合成回路）
次に、画像合成回路２７の構成について詳説する。
【００２８】
図２は、画像合成回路２７のブロック構成図を示している。図２に示すように、画像合成回路２７は、ＴＦＤメモリ（Tissue/Flow Decision memory：組織／血流決定メモリ）２７１、マルチプレクサ２７２、カラーマップメモリ２７３を有している。
【００２９】
ＴＦＤメモリ２７１は、各画素のＢモード信号値Ｂ、パワー信号値Ｐを入力し、所定の関数テーブルに基づいて、Ｂ、Ｐの何れを表示画像の画素値として使用するのかを決定する。決定された画素毎の使用信号値情報は、使用信号値情報として、ＴＦＤメモリ２７１からマルチプレクサ２７２へと出力される。
【００３０】
マルチプレクサ２７２は、ＴＦＤメモリ２７１によって決定された、画素毎の使用信号値情報に基づいて、画素毎にＢ信号値、Ｐ信号値、Ｖ信号値の何れかを選択的に後段の装置に対して出力するスイッチである。
【００３１】
カラーマップメモリ２７３は、信号値毎に割り振られたカラーマップを記憶するメモリである。カラーマップメモリ２７３は、マルチプレクサ２７２から入力した画素毎の信号値に応じて所定の色及び輝度を割り当てることで、Ｂモード信号、パワー信号、速度信号から構成される合成画像を生成し、表示モニタへと出力する。
【００３２】
（超音波画像収集・合成・表示処理）
次に、本超音波診断装置１０によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理について、図３乃至図９を参照しながら説明する。この一連の処理によって、造影剤を使用して、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができ、また、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別することができる超音波画像を表示することができる
＜超音波画像収集＞
超音波画像収集のための超音波走査においては、ＭＩ（Mechanical Index：機械的指標）が０．１以下の低音圧の超音波送信しても、比較的大きな反射エコーの二次高調波の信号強度、例えば被検体を診断するのに十分な二次高調波の信号強度が受信可能な造影剤、例えば、Bracco社の造影剤SonoVue 等を使用する。この様な造影剤をＭＩが０．１以下の低音圧で使用した場合、バブルの崩壊はあまり発生しない。そのため、通常の造影剤と比較した場合、血流方向を正しく示さない疑似ドプラ信号の発生を少なくすることができる。また、組織からのハーモニック成分（ＴＨＩ成分）は、超音波の伝播の非線形によって発生するために、ＭＩが０．１以下の低音圧であれば、ＴＨＩ成分もごくわずかである。従って、反射エコーの高調波成分を用いて、造影剤が血流に乗って移動する方向を正しく反映するバブルからのドプラ信号を取得することができ、これによって正しい血流画像を得ることができる。
【００３３】
本実施形態では、ハーモニック成分を映像化するために、フェーズインバージョンドプラ（Phase Inversion Doppler）法を使用する。フェーズインバージョンドプラ法とは、一の走査線につき送信された位相の異なる３つ以上のパルスに基づいて映像化する方法である。このフェーズインバージョンドプラ法を使用するのは、通常のドプラ法（すなわち、パルスの位相を変化させないドプラ法によってエコー信号を収集し、距離方向のフィルタをかけて高調波成分を映像化する方法）と比較して、距離分解能を向上させることができるからである。
【００３４】
しかしながら、フェーズインバージョンドプラ法に限定する趣旨ではなく、本超音波診断装置１０によれば、上記フィルタ処理によるドプラ法によっても十分な効果を得ることができる。
【００３５】
図３は、本超音波診断装置１０によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理を説明するためのフローチャートである。図４は、フェーズインバージョンドプラ法を説明するための図である。
【００３６】
図３において、まず、超音波造影剤を被検体に注入する（ステップＳ１）。この造影剤が低ＭＩの低音圧の超音波送信しても、比較的大きな反射エコーの二次高調波の信号強度が受信可能な造影剤であることは、上述した通りである。
【００３７】
続いて、所定のパルスシーケンスに従って、位相反転された複数の超音波を被検体に対し照射する（ステップＳ２）。すなわち、送信回路１５は、図４の上段に示すように、一の走査線に対し所定の時間間隔（すなわち、ＰＲＦ：Pulse Repetition frequency：パルス繰り返し周波数）で、位相を１８０度づつ変化させて、送信パルスをプローブ１３に送信する。プローブ１３は、送信パルスに従って被検体に対し超音波を照射する。このとき、例えばＭＩ＝０．０５に設定する。これにより、ＴＨＩ成分の発生を殆ど抑えることができ、造影剤バブルの崩壊も抑制することができる。従って、疑似ドプラ信号の発生は、僅かである。なお、送信周波数はプローブ帯域の低い部分で行い、２倍の周波数（すなわち、二次高調波成分）がプローブ特性の中心に来るようにする。
【００３８】
続いて、プローブ１３から被検体からのエコー信号を受信し、受信回路１７で整相加算処理を行ってＲＦ信号を生成し、当該ＲＦ信号をベースバンドのＩ信号及びＱ信号に変換する（ステップＳ３）。このＩ信号及びＱ信号は、それぞれＢモード処理系１９及びカラードプラ処理系２１に出力される。
【００３９】
カラードプラ処理系２１では、Ｉ信号及びＱ信号がＣＴＢ２１ｂに一旦格納され、同方向のビームとして取り出され、ウォールフィルタ２１ｂに出力される。ウォールフィルタ２１ｂでは、図４中段に示すように、ＬＰＦ（Low Pass Filter：ローパスフィルタ）をかけることにより、基本波信号を抑制し高調波成分を抽出する。速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、抽出された高調波成分に基づいて、パワー像を構成する走査線毎のパワー信号、速度像を構成する走査線毎の速度信号を以下の様にして推定する（図４下段参照）。
【００４０】
すなわち、ウォールフィルタ２１ｂのＬＰＦの係数を例えば[0.5, 1.0, 0.5]とし、一の走査線について送信される位相反転された４回の超音波信号の所定深さでの値をａ０，ａ１，ａ２，ａ３とすれば、当該所定深さでのパワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖは次の式にて求められる。
【００４１】
Ｐ＝｛｜ｂ０｜２＋｜ｂ１｜２｝／２                              （１）
Ｖ＝ｔａｎ−１ｃ                                              （２）
ただし、
ｂ０＝０．５ａ０＋ａ１＋０．５ａ２
ｂ１＝０．５ａ１＋ａ２＋０．５ａ３
ｃ＝ｂ０＊ｂ１          ｂ０＊はｂ０の複素共役
また、Ｂモード処理系１９では、基本波成分を映像化するＢモード像を構成する走査線毎のＢモード信号を求める（図４下段参照）。Ｂモード信号を求めるには、１回の受信信号で十分であるが、以下のようにすることで、Ｂモード信号のＳ／Ｎ比を上げることができる。すなわち、上記と同様に、一の走査線について送信される位相反転された４回の超音波信号の所定深さでの値をａ０，ａ１，ａ２，ａ３とすれば、当該所定深さでのＢモード信号値Ｂは次のようにして求められる。
【００４２】
Ｂ＝｛｜ａ０｜２＋｜ａ１｜２＋｜ａ２｜２＋｜ａ３｜２｝／４  （３）
こうして得られたＢモード信号、パワー信号、速度信号は、対数圧縮され、後段の装置に出力されることが好ましい。速度信号に対する対数圧縮処理は一般的ではないが、この対数圧縮は、折り返し速度が高いため、或いは低流速は低速の血流バブルと組織内とを識別するために重要だからである。具体的には、式（１）乃至式（３）にて計算された各信号Ｂ、Ｐの各値に対して、対数圧縮を取った後８ビット長にした値を使用する。また、信号Ｖに対しては、次の計算にて対数圧縮を行う。
【００４３】
Ｖ１＝（１２７／６）ｌｏｇ２（｜Ｖ０｜）                      （４）
ただし、Ｖ１＜０の場合には、Ｖ１＝０とする。また、Ｖ＝ｓｉｇｎ（Ｖ０）＊Ｖ１とする。ここで、Ｖ＝ｓｉｇｎ（Ｖ０）は、Ｖ０の正負により、１又は−１を出力する符号関数である。
【００４４】
以上ステップＳ１乃至ステップＳ４までの処理で、具体的な数値の一例を挙げると次の様である。例えば、送信周波数＝１．５ＭＨｚ、受信中心周波数３ＭＨｚ、ＰＲＦ＝５ｋＨｚとすると、基本波中心周波数（１．５ＭＨｚ）での折り返し速度は１２８ｃｍ／ｓ、二次高調波の中心周波数（３ＭＨｚ）での折り返し速度は６４ｃｍ／ｓとなる。この流速であれば、腹部の血流では、まず折り返しは生じないと考えられる。また、折り返し速度を６４ｃｍ／ｓとすると式（４）に従えばＶ＝１２７であり、Ｖ＝６４は８ｃｍ／ｓ、１ｃｍ／ｓ以下ではＶ＝０となる。
【００４５】
なお、ウォールフィルタのＬＰＦ特性を[0.5, 1.0, 0.5]としてるのは、基本波のクラッタを出来るだけ抑制するためである。基本波のクラッタを除去するのは、次の理由による。すなわち、基本波のクラッタ信号は、通常図５に示すように±ＰＦＲ／２付近に出現する。また、腹部でのクラッタ速度は０．４ｃｍ／ｓ以下であるが、その振幅は大きいものとなる。そのため、広い受信周波数帯域や、少ないデータ列の数（本実施形態では４）で超音波走査を行う場合、ドプラスペクトラムが広がるというスペクトラムブロードニングの影響を受けて、クラッタ速度がそれ以上に広がってしまうことがある。基本波のクラッタの消え残りは、画像生成に悪い影響を及ぼす。基本波のドプラシフトがπずれていることから、二次高調波信号の折り返し流速の速い信号と見なされる場合があるからである。２つのデータを用いたフェースインバージョン法では、この基本波の動きによるクラッタの影響を受けやすい。しかし、本法では、３データを用いた[0.5, 1.0, 0.5]を使用することにより、この影響をかなり低減することが可能である。さらに、受信回路１７において、距離方向に基本波を抑制するフィルタをかけることで、基本波のクラッタの影響をより完全に除去することができる。
【００４６】
また、本実施形態では、音圧が小さい超音波送信を行うので、二次高調波信号中に含まれるＴＨＩ成分はごく僅かである。そのために、フェーズインバージョン法を行わない、通常のドプラで問題となるクラッタ（基本波のクラッタ、及びＴＨＩのクラッタ）によるモーションアーチファクトや、クラッタの影響により平均流速が低い方に引っ張られるような心配がない。従って、かなり低い速度まで正確に測定することが可能である。
【００４７】
（画像合成処理）
次に、画像合成処理について説明する。
【００４８】
まず、図３ステップＳ６において、画素毎の信号値Ｂと信号値Ｐとに基づいて、画素値に信号値Ｂを使用するか、或いは信号値Ｐ及び信号値Ｖを使用するかの決定を行う（ステップＳ６）。この決定は、例えば図６に示す関数テーブルに従って、例えば次のように定性的に実行される。すなわち、図６に示す関数テーブルにおいて、所定の画素のＰがかなり小さい（Ｐ＜第１の閾値Ｔｈ１）場合には、Ｂを当該画素の画素値として使用することする。この様にＢを優先的に表示するのは、Ｐ＜Ｔｈ１の場合、Ｐはノイズであることが多いからである。一方、Ｐ≧第１の閾値Ｔｈ１の場合には、Ｐは血流情報を反映しているから、Ｐ及びＶを優先的に表示する。
【００４９】
なお、関数テーブルに設定する閾値は、ＢとＰとの値を比較していずれかを選択可能であれば、必ずしも固定値である必要はない。例えば、図６に示した関数テーブルは、３つの一次関数によって定義されている。
【００５０】
なお、こうして決定された、画素毎の使用信号値情報は、マルチプレクサ２７２に出力される。マルチプレクサ２７２は、入力した情報に従って、画素毎に信号値Ｂ、或いは信号値Ｐ及び信号値Ｖを選択的にカラーマップメモリ２７３に出力する。
【００５１】
次に、カラーマップメモリ２７３にて、画素毎の色付けを行う（ステップＳ７）。画素毎の色付けは、例えば次のようにして実行される。すなわち、信号値Ｂを使用する画素については、Ｒｅｄ＝Ｇｒｅｅｎ＝Ｂｌｕｅ＝Ｂの値（０〜２５５）というグレースケールの色づけを行う。一方、信号値Ｐ及び信号値Ｖを使用する画素については、図７に示すように、Ｐ及びＶの値によって４つの領域に分けて、当該画素の信号値Ｖ及びＰの大きさによって変化させた色付けを行う。以下、Ｐ＝０〜２５５、Ｖ＝−１２８〜１２７の範囲を取るものとして色付けの一例を示す。
【００５２】
領域Ａ
（Ｐ＞３２０−２＊｜Ｖ｜かつＶ≧０の場合）      赤系の色付け
Ｒｅｄ＝ｍｉｎ（１．１２＊Ｐ，  ２５５）
Ｇｒｅｅｎ＝Ｂｌｕｅ＝０．９８＊Ｐ
領域Ｂ
（Ｐ＞３２０−２＊｜Ｖ｜かつＶ＜０の場合）      青系の色付け
Ｂｌｕｅ＝ｍｉｎ（１．１２＊Ｐ，  ２５５）
Ｒｅｄ＝Ｂｌｕｅ＝０．９８＊Ｐ
領域Ｃ
（Ｐ＜３２０−２＊｜Ｖ｜かつＶ≧０の場合）      赤系〜緑系の色付け
Ｒ１＝ｍｉｎ（１．１２＊Ｐ，  ２５５）
Ｇ１＝Ｂ１＝０．９８＊Ｐ
Ｒ２＝Ｂ２＝０．９＊Ｐ
Ｇ２＝ｍｉｎ（Ｐ＊１．２５，  ２５５）
ａ＝｜Ｖ｜／（１６０−Ｐ／２）
Ｒｅｄ＝ａ＊Ｒ１＋（１−ａ）＊Ｒ２
Ｇｒｅｅｎ＝ａ＊Ｇ１＋（１−ａ）＊Ｇ２
Ｂｌｕｅ＝ａ＊Ｂ１＋（１−ａ）＊Ｂ２
領域Ｄ
（Ｐ＜３２０−２＊｜Ｖ｜かつＶ＜０の場合）      青系〜緑系の色付け
Ｂ１＝ｍｉｎ（１．１２＊Ｐ，  ２５５）
Ｒ１＝Ｇ１＝０．９８＊Ｐ
Ｒ２＝Ｂ２＝０．９＊Ｐ
Ｇ２＝ｍｉｎ（Ｐ＊１．２５，  ２５５）
ａ＝｜Ｖ｜／（１６０−Ｐ／２）
Ｒｅｄ＝ａ＊Ｒ１＋（１−ａ）＊Ｒ２
Ｇｒｅｅｎ＝ａ＊Ｇ１＋（１−ａ）＊Ｇ２
Ｂｌｕｅ＝ａ＊Ｂ１＋（１−ａ）＊Ｂ２
この様な色付けを行うことにより、被検体の各生体情報は、次のような色及び輝度が割り当てられ、図８に示す形態にて表示される。
【００５３】
（１）動脈のように流速が速い血液を流れるバブルは、方向により赤系又は青系の色付けとなる。
【００５４】
（２）静脈系の遅い血流を流れるバブルは、緑系の色付けとなる。
【００５５】
（３）組織内のバブルは、流速が遅くかつパワーが小さいので、暗い緑色の色付けになる。
【００５６】
（４）染影されない組織は、グレースケール（灰色）の色付けである。
【００５７】
これらの４種の色付け（すなわち、赤、青、緑、灰）は連続して変化しているので、境界は滑らかであり、最終的には観察者が血管の染影時相や連続性を考慮して決定できる。
【００５８】
また、基本波のクラッタが消え残った場合には、図５から明らかなように、ナイキスト流速付近の速い速度になる。ＬＰＦでかなり抑圧されているので、パワーは小さい。このように、ナイキスト流速付近の小さいパワー値の場合には、グレースケールに近い階調で表示することで、パワー表示でありながら、観察者にＢモードによる組織像表示として観測することができる。
【００５９】
（画像表示処理）
次に、画像合成回路２７においてＢ、Ｐ、Ｖの各信号が合成された合成画像を、表示モニタ３３に表示する（ステップＳ８）。こうして、観察者は当該合成画像を観察することができる。
【００６０】
以上述べたステップＳ１からステップＳ８までの一連の処理は、診断時においてリアルタイムで逐次繰り替えされる。これにより、観察者は、表示モニタ３３にて例えば次のような形態にて超音波画像をリアルタイムで観察することができる。
【００６１】
図９（ａ）乃至（ｅ）は、観察者が表示モニタ３３にて観察しうる合成画像（肝臓の例）を説明するための図である。まず、図９（ａ）に示すように、造影剤投与前は造影効果がないことから、信号値Ｐは非常に小さいので、各画素の画素値として信号値Ｂが使用され、Ｂモード像のみ表示される。
【００６２】
図９（ｂ）は、造影剤投与から例えば５乃至１０秒経過し、主に大きな血管が赤又は青の色付けで染影された超音波画像を示している（同図中右上がり及び右下がり斜線領域は、染影された血流を表す。上記色の割り当てに従えば、同図中右上がり斜線領域は赤色に色付けされ、右下がり斜線領域は青色に色付けされる。以下同様。）。
【００６３】
図９（ｃ）は、造影剤投与から例えば１０乃至３０秒経過し、毛細血管にまで造影剤が流入し、組織（実質）全体が染影された超音波画像を示している（同図中ドット領域が染影された実質を表す。上記色の割り当てに従えば、当該領域は緑色に色付けされる。以下同様。）。なお、横隔膜等の造影剤流入がない部分は、Ｂモード像にて表示される。
【００６４】
図９（ｄ）は、造影剤投与から例えば３０乃至３００秒程度経過し、次第に血流の染影が消えていく超音波画像を示している。
【００６５】
図９（ｅ）は、造影剤投与から例えば５分以上経過し、脾臓や肝臓等の造影剤が残留しやすい実質が染影された超音波画像を示している。
【００６６】
このように、コントラストエコー法において、経時的なバブルの変化をＢモード信号、パワー信号、速度信号の合成画像で映像化できるのは、本超音波診断装置の顕著な効果の一つである。
【００６７】
以上述べた構成によれば、さらに以下の効果を得ることができる。
【００６８】
本超音波診断装置１０では、第２次高調波信号に対して静止している信号を抑圧する処理を行っていない。従って、ウォールフィルタによる流速依存の影響を受けずに、低流速まで精度良く計算することが可能である。本超音波診断装置１０による撮影手法によれば、処理を簡略化することが可能となる。
【００６９】
本超音波診断装置１０では、コントラストエコー法において、血流情報が有効な部位においては、選択的にパワー信号、血流信号に基づいて超音波画像を生成する。従って、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができる。また、実質（組織）についても、信号値の強度によって色の割り当てを行うから、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示することができる。
【００７０】
（第２の実施形態）
第１の実施形態においては、Ｂモード系とカラードプラ系とで同じ送信パルスを使用した。これに対し第２の実施形態では、Ｂモード系でとカラードプラ系とで異なる送信パルスを使用する。すなわち、Ｂモード系については基本波を映像化するのに適した送信周波数にてパルスを送信し、一方、カラードプラ系についてはハーモニックイメージングに適した送信周波数にてパルスを送信する。
【００７１】
この様に、Ｂモード系でとカラードプラ系とで最適な周波数を有する送信パルスを使用することで、さらに画質を向上させることができる。
【００７２】
（第３の実施形態）
第１の実施形態においては、組織を見るためのＢモード像と、血流を見るためにパワー像、速度像とを合成して表示した。しかし、組織を映像化するためには、Ｂモードの使用は必須ではない。なぜなら、ＴＨＩ成分がわずかながら存在するために、ハーモニック成分で組織が見えたり、送信パルスの正負のわずかな非対称性のために、基本波成分で組織を見ることができるからである。
【００７３】
なお、これらの振幅は小さいので、画像としては暗く表示される場合がある。しかし、実質染影を観察する場合には、逆に好都合であることが多い。
【００７４】
このＢモードの表示／非表示は、例えば上記第１及び第２の実施形態において、所定のスイッチによりマニュアル操作できることが好ましい。
【００７５】
（第４の実施形態）
第１乃至第３の実施形態では、基本波を利用してＢモード像を生成した。これに対し、第４の実施形態では、第２次高調波を利用してＢモード像を生成する。
【００７６】
すなわち、式（１）乃至式（３）において、Ｂモード像用の信号として、Ｐ信号と同じ信号、或いは｜ａ０＋ａ１＋ａ２＋ａ３｜という信号を用いる。カラードプラ系と同じ情報を使用した場合でも、合成の際に実質染影をＢモード系の画像を使用した場合、より高分解能、高感度に表示することができる。一般的に、Ｂモード系は、カラードプラ系に比して分解能、ダイナミックレンジが高い場合が多いからである。
【００７７】
また、カラードプラ系と異なる信号を用いた場合には、別の情報を付加することができる。例えば、｜ａ０＋ａ１＋ａ２＋ａ３｜という信号であれば、[１，１，１，１]というＬＰＦのウォールフィルタをかけたことになる。これは、[０．５，１，０．５]というＬＰＦよりもカットオフ周波数が低いから、高流速や基本波をより抑圧することができ、実質染影を表示する場合に適した画像となる。
【００７８】
（第５の実施形態）
第１乃至第４の実施形態では、二次元カラードプラのスキャン及び表示を行った。第５の実施形態では、二次元カラードプラに換えて、パルスドプラを使用する。
【００７９】
同一ラスタ上のある点に関してパルスドプラのスキャンを行う場合、各送信毎にパルスの極性を変化させる。そして、ＬＰＦのウォールフィルタをかける。ＭＩ値は０．１以下として造影剤を注入する。こうすることで、低流速の実質染影のドプラ、血流染影のドプラをＦＦＴ解析した結果を表示することが可能である。
【００８０】
以上、本発明を実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解される。例えば以下に示すように、その要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。
【００８１】
上記実施形態では、図３ステップＳ６において、例えば図６に示す信号値Ｂと信号値Ｐとによって定義される関数テーブルに従って、画素値として信号値Ｂを使用するか信号値Ｐを使用するかの決定を画素毎に行った。これに対し、信号値Ｂと信号値Ｖとによって定義される関数テーブル、或いは信号値Ｂと信号値Ｐ及び信号値Ｖとから定義される関数テーブルにより、画素値として使用する信号値の決定を行ってもよい。
【００８２】
第１の実施形態において、高調波を得る方法として、フェーズインバージョンドプラ法を用いた。しかし、距離方向のフィルタにより高調波信号を得る方法でも同様な効果を得ることが可能である。フェーズインバージョンドプラ法の送信方法として、上記実施形態では、位相の１８０°異なるパルスを使用したが、ＵＳＰ６，１５５，９８１に示されるように、１８０°以外の位相変化を与える送信と、その送信に対応して所望の高調波を得るためのウォールフィルタとを使用する構成によっても、高調波信号を得ることもできる。
【００８３】
また、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。さらに、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
【００８４】
【発明の効果】
以上本発明によれば、コントラストエコー法において、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができ、また、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示する超音波診断装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１０のブロック構成図を示している。
【図２】図２は、画像合成回路２７のブロック構成図を示している。
【図３】図３は、本超音波診断装置１０によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理を説明するためのフローチャートである。
【図４】図４は、フェーズインバージョンドプラ法を説明するための図である。
【図５】図５は、ドプラ周波数から見た信号のスペクトラム分布をしめした図である。
【図６】図６は、画像合成処理に使用される関数テーブルの一例を示している。
【図７】図７は、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示している。
【図８】図８は、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示している。
【図９】図９（ａ）乃至（ｅ）は、本超音波診断装置１０によって生成された、観察者が表示モニタ３３にて観察しうる合成画像（心臓）を説明するための図である。
【符号の説明】
１０…超音波診断装置
１３…超音波プローブ
１５…送信回路
１７…受信回路
１９…Ｂモード処理系
１９ａ…エコーフィルタ
１９ｂ…検波回路
１９ｃ…ＬＯＧ圧縮回路
２１…カラードプラ処理系
２１ａ…ＣＴＢ
２１ｂ…ウォールフィルタ
２１ｃ…速度・分散・パワー推定回路
２３…Ｂモード処理系座標変換メモリ
２５…カラードプラ処理系座標変換メモリ
２７…画像合成回路
３１…制御回路
３３…表示モニタ
３５…操作部
２７１…ＴＦＤメモリ
２７２…マルチプレクサ
２７３…カラーマップメモリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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