JP2004073620A

JP2004073620A - Ultrasonic diagnostic device

Info

Publication number: JP2004073620A
Application number: JP2002240266A
Authority: JP
Inventors: Yoshitaka Watanabe; 渡辺　欣孝; Isao Uchiumi; 内海　勲
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2002-08-21
Filing date: 2002-08-21
Publication date: 2004-03-11

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To display a higher harmonic wave ultrasonic image of an excellent S/N without complicating a device when extracting and imaging a higher harmonic wave component from an ultrasonic signal received from the inside of an examinee body. <P>SOLUTION: The ultrasonic diagnostic device is provided with: an ultrasonic probe 1 equipped with a plurality of ultrasonic vibrators; a means 2 for transmitting the ultrasonic wave of a first frequency; a means 3 for receiving the ultrasonic wave of the first frequency and the ultrasonic wave of a second frequency which is a higher harmonic wave component of the ultrasonic wave by using a plurality of channels; means 4 and 5 for generating image data from the ultrasonic waves of the first frequency and the second frequency; and a means 8 for displaying the image data generated by the image generating means, and the ultrasonic vibrator is connected in parallel to a prescribed channel in the receiving means for the first frequency and a prescribed channel in the receiving means for the second frequency. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置に係り、とくに受信信号の高調波成分を用いた画像のＳ／Ｎ改善をはかった超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断システムは、超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生した超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射信号を超音波振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。
【０００３】
この診断方法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観察できるため、心臓などの機能検査や各種臓器の形態診断に広く用いられ、とくに被検体に与える照射障害がほとんど無いことから胎児の発育診断には不可欠な画像診断法となっている。
【０００４】
従来、超音波診断法においては診断部位に最適な超音波周波数を選択し、この周波数を中心周波数とする超音波パルスを被検体内に放射し、この周波数とほぼ等しい被検体内からの反射超音波を受信して画像化を行ってきた。
【０００５】
これに対して、近年、組織ハーモニックイメージング（以下ＴＨＩと呼ぶ）なる新しい画像化技術が開発され、臨床の場で広く普及し始めている。この画像化手法は、被検体組織において生ずる超音波非線形現象を有効に利用したイメージング法であり、例えば、中心周波数がｆｏの超音波パルスを被検体内に放射した場合、被検体組織の非線型現象によって２倍の高調波成分（２ｆｏ）が新たに発生し、この高調波成分は基本波成分（ｆｏ）とともに超音波プローブによって受信される。この高調波成分の発生は被検体組織の性状や反射部位までの伝搬距離、あるいは反射部位における超音波強度に依存し、とくに超音波強度の依存性は従来の超音波画像におけるアーチファクトの発生要因であったサイドローブの発生を抑えることができるため、この高調波成分を用いた画像化手法、すなわちＴＨＩによって鮮明な画像を得ることが可能となった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、一般に被検体内から得られる高調波成分のパワーは基本波成分に対して約２０ｄＢ小さいため、ＴＨＩでは超音波受信信号の高調波成分を如何にして良好なＳ／Ｎの条件のもとで収集するかが極めて重要となる。
【０００７】
一方、既に述べたように被検体内からの受信信号は基本波成分と高調波成分が混在しており、しかもＴＨＩとして用いようとする高調波成分は基本波成分に対して１／１０以下である。したがって受信回路のダイナミックレンジが十分広くない場合には、高調波成分のダイナミックレンジは小さくなり、十分なＳ／Ｎを有した画像を得ることができない。
【０００８】
とくに、最近の超音波診断装置では受信回路のデジタル化が進み、複数の振動素子からの受信信号はビームフォーミングを行う前に、それぞれデジタル信号に変換される構成を採っている。この場合、Ａ／Ｄ変換器の入力レンジには基本波成分を含めた受信信号が割り当てられ、このため画像生成において必要な高調波成分に対するダイナミックレンジは大幅に減少する。例えば１０ビットのＡ／Ｄ変換器を使用した場合には、基本波成分に対するダイナミックレンジは約６０ｄＢ確保できるが、この基本波成分より２０ｄＢ低い高調波成分に対してのダイナミックレンジは４０ｄＢとなり、１／１００以下の微小信号はＡ／Ｄ変換の際に発生する量子化ノイズに埋もれてしまう。すなわち、受信回路がＡ／Ｄ変換器のようにダイナミックレンジに制約が有る回路によって構成されている場合には、受信信号に混在している基本波成分のためにＳ／Ｎに優れたハーモニックイメージを得ることが困難となる。
【０００９】
本発明は、このような従来の問題点を解決するためになされたものであり、その目的は、超音波振動子によって得られる受信信号の高調波成分から超音波画像を生成する場合に、従来法に比して大幅なＳ／Ｎ改善を可能とする超音波診断装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明の超音波診断装置では、複数の超音波振動子を内蔵した超音波プローブと、この超音波振動子を駆動して第１の中心周波数をもつ超音波パルスを送信する超音波送信手段と、前記超音波振動子によって受信される超音波信号から、前記第１の中心周波数に対してほぼ整数倍の周波数をもつ受信信号を抽出するための高調波成分抽出手段を有した複数の受信チャンネルを備える第１の超音波受信手段と、前記超音波振動子によって受信される超音波信号から、少なくとも前記第１の中心周波数とほぼ等しい周波数成分をもつ受信信号を受信する複数の受信チャンネルを備えた第２の超音波受信手段と、前記第１の受信手段によって得られる受信信号に対して画像データを生成する第１の画像データ生成手段と、前記第２の受信手段によって得られる受信信号に対して画像データを生成する第２の画像データ生成手段と、前記第１の画像生成手段によって生成される第１の画像データと前記第２の画像生成手段によって生成される第２の画像データの少なくとも何れかを表示する表示手段を備え、前記超音波プローブの少なくとも一つ以上の超音波振動子を前記第１の超音波受信手段の所定の受信チャンネルと前記第２の超音波受信手段の所定の受信チャンネルとに並列接続することを特徴としている。
【００１１】
従って、本発明によれば、装置の構成を複雑にすることなく、受信信号に含まれる高調波成分から良好なＳ／Ｎを有した超音波画像を得ることが可能となる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながらこの発明の実施の形態について説明する。
【００１３】
（第１の実施の形態）
本実施の形態の特徴は、超音波診断装置の受信部におけるチャンネル数が超音波プローブにおけるチャンネル数、すなわち超音波振動子数より多い場合において、１つの超音波振動素子に複数チャンネルの受信回路を接続し、その受信回路の初段部にはフィルタ回路を配置することによって、被検体からの受信波の基本波成分と高調波成分をＳ／Ｎよく受信することにある。
【００１４】
一般に、超音波診断装置に用いられる超音波プローブ１の振動子数はプローブの種類によって異なる。以下では、セクタ走査用プローブの振動子数をＮ、コンベックス走査用プローブの振動子数を２Ｎ（Ｎ＝２５６）とし、このコンベックス走査用プローブが、この超音波診断装置に接続可能な超音波プローブの中で最大振動子数を有する場合を例に説明する。
【００１５】
この場合、超音波診断装置の超音波送信部２および超音波受信部３におけるチャンネル数は、このユニットに接続される超音波プローブの最大振動子数２Ｎに対応して備えられている。本実施の形態では上記のように送受信回路のチャンネル数が２Ｎの装置に対して、セクタ走査用プローブの如く、その振動子数が約１／２の超音波プローブを接続して用い、Ｓ／Ｎに優れたＴＨＩ画像の生成を行う。
【００１６】
図１〜図５において本発明の第１の実施の形態について説明する。まず、図１および図２を用いて第１の実施の形態の装置構成を述べる。但し、図１は装置全体の概略構成を示すブロック図であり、また図２は超音波受信部３の詳細な構成を示したブロック図である。なお、図２では紙面の都合上、振動子数（Ｎ）を４、受信チャンネル数（２Ｎ）を８としている。
【００１７】
超音波診断装置は、被検体表面に接触させて超音波の送受信を行う超音波プローブ１と、この超音波プローブ１から得られる信号によって画像を生成する超音波診断装置本体５０を備えている。超音波診断装置本体５０は、超音波を発生するための駆動信号を生成する超音波送信部２と、被検体内からの超音波反射信号を受信する超音波受信部３と、この受信信号を用いてＢモード画像データを生成するための信号処理を行うＢモード処理部４と、カラードプラ画像データを生成するための信号処理を行うドプラモード処理部５を備えている。
【００１８】
さらに超音波診断装置本体５０は、得られる各種の画像データを記憶し、ＴＶフォーマットに変換する画像表示部８と、入力部７と、これら各ユニットを統括的に制御するシステム制御部６を備えている。
【００１９】
超音波プローブ１は、ハーモニックイメージング用に配線された専用プローブであり、１次元に配列された複数個（Ｎ個）の超音波振動子２８を先端部分に有し、被検体に対してその先端部分を接触させ超音波の送受信を行う。また各々の超音波振動子２８の各々はコネクタ３１の２つの端子に接続され、このコネクタ３１を介して超音波診断装置本体５０の超音波送信部２および超音波受信部３に接続されている。超音波振動子２８は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルスを超音波パルスに変換し、また受信時には超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。
【００２０】
この超音波プローブ１にはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等の中から診断部位に応じて任意に選択されるが、以下では比較的素子数の少ないセクタ走査用の超音波プローブ１を用いた場合について述べる。
【００２１】
超音波送信部２は、レートパルス発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３を備えている。レートパルス発生器１１は、被検体の内部に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生する。送信遅延回路１２は、送信時における超音波ビームの収束距離や偏向角度を決定するための遅延回路であり、複数個の超音波振動子を駆動するタイミングを決定する。パルサ１３は、超音波振動子を駆動するための高圧パルスを生成する駆動回路である。
【００２２】
レートパルス発生器１１は、被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は、送信に使用される超音波振動子の２倍（２Ｎ）の独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、パルサ１３に供給する。
【００２３】
パルサ１３は、送信遅延回路１２と同数の２Ｎの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１に内蔵された超音波振動子２８を駆動し、被検体内に超音波を放射するための駆動パルスを形成する。
【００２４】
超音波受信部３は、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１４と、プリアンプ１５と、Ａ／Ｄ変換器１６と、整相加算器１７とを備えている。ＢＰＦ１４は、受信信号の高調波成分を抽出するＢＰＦ１４−１と、基本波成分を抽出するＢＰＦ１４−２から構成され、この２種類のＢＰＦ１４−１，１４−２に対してそれぞれ、プリアンプ１５−１，１５−２、Ａ／Ｄ変換器１６−１，１６−２、整相加算器１７−１，１７−２が接続されている。プリアンプ１５は、超音波振動子によって電気信号に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保するように設計されており、このプリアンプ１５の出力端における受信信号の最大出力振幅がＡ／Ｄ変換器１６の入力ダイナミックレンジに対応するように、その増幅度がシステム制御回路によって制御される。この中には、ＢＰＦ１４−１およびＢＰＦ１４−２の挿入によって損失する夫々の信号振幅に応じてゲイン補正も含まれる。このプリアンプ１５において所定の大きさに増幅された受信信号の基本波成分および高調波成分は、Ａ／Ｄ変換器１６にてデジタル信号に変換され、整相加算器１７に送られる。
【００２５】
整相加算器１７は、図２に示すようにビームフォーマ２９と加算器３０を備え、このビームフォーマ２９は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための収束用遅延時間と、超音波ビームの受信指向性を順次変更し被検体内を走査するための遅延時間をデジタル信号に変換された受信信号に与え、加算器３０は、これらビームフォーマ２９からの出力を加算する。
【００２６】
Ｂモード処理部４は、対数変換器１８と包絡線検波器１９とを備えている。対数変換器１８は、入力値を対数変換して出力するルックアップテーブルを備え、Ｂモード処理部４のデジタル入力信号は、この対数変換器１８において受信信号の振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する。一般に被検体内からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを３０ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のテレビモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。包絡線検波器１９は、対数変換されたデジタル信号に対して包絡線検波の演算を行い、振幅の包絡線を検出する。
【００２７】
ドプラモード処理部５は、直交検波回路２０と、ドプラ信号記憶回路２１と、ＦＦＴ分析器２２と、演算器２３とを備えている。このドプラモード処理部５では、主に受信信号のドプラ成分に対するＦＦＴ分析と各種演算が行われる。
【００２８】
すなわち、ドプラモード処理部５の入力信号は、直交検波回路２０において複素信号に変換され、ＦＦＴ分析器２２は互いに直交する複素成分を一旦ドプラ信号記憶回路２１に保存した後、ＦＦＴ分析器２２においてＦＦＴ分析を行う。一方、演算器２３は、ＦＦＴ分析器２２によって得られるスペクトルの中心や広がり等を計算する。
【００２９】
画像表示部８は、表示用画像メモリ２５と、表示回路２６と、モニタ２７とを備えている。表示用画像メモリ２５は、モニタ２７にて表示されるＢモード画像や、カラードプラ画像等の画像データとこれに付随する文字や数字のデータを一旦保存する。表示用画像メモリ２５に保存された画像データは、システム制御部６の指示により読み出され、表示回路２６においてＤ／Ａ変換された後テレビフォーマットに変換され、モニタ２７にて表示される。
【００３０】
システム制御部６は、入力部７からの指示信号に基づいて超音波送信部２、超音波受信部３、画像表示部８などの各ユニットの制御やシステム全体を統括して制御する。とくに本実施の形態では、ＢＰＦ１４における中心周波数や周波数帯域などのフィルタ特性を決定するための制御信号や、このＢＰＦ１４をバイパスするための切り替えスイッチ３２の制御を超音波受信部３に送る。また、このときパルサ１３の一部の駆動を停止するため、レートパルス発生器１１から送られる所定のチャンネルのレートパルスを停止する。
【００３１】
入力部７は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、装置操作者が患者情報や装置の撮影条件や画質条件を入力するために用いられる。また本実施の形態の実行コマンドの入力を行う。
【００３２】
なお、超音波振動子２８の各々に対して共通接続される２つの受信回路にはそれぞれ送信回路が接続されているが、この実施の形態では、レートパルスの供給を制御することによって、何れか一方の送信回路を用い超音波振動子２８を駆動しており、図２では駆動に寄与している送信回路のパルサ１３のみを図示している。
【００３３】
次に、図１〜図３を用いて第１の実施の形態における画像データ収集の手順を説明する。なお、図３は本実施の形態における画像データ収集の手順を示すフローチャートである。
【００３４】
操作者は、上記構成のＴＨＩ専用の超音波プローブ１を超音波診断装置本体５０に接続し（ステップＳ１）、入力部７において本実施の形態を実行する撮影モード（以下Ｓ／Ｎ改善モードと呼ぶ）を選択する（ステップＳ２）。システム制御部６は、入力部７からＳ／Ｎ改善モードのコマンド信号を受け、さらに超音波プローブ１からプローブＩＤ情報を読み取る。次に、システム制御部６は、このプローブＩＤ情報に基づいて予めシステム制御回路６内の図示しない記憶回路に保存されている、超音波プローブ１の超音波周波数をはじめとする関連情報を読み出し、これら関連情報に基づいてＢＰＦ１４−１および１４−２の中心周波数や帯域、さらには遮断帯域における減衰量などのフィルタ特性を設定する（ステップＳ３）。
【００３５】
具体的には、ＢＰＦ１４は、バリキャップダイオードなどで構成され、このバリキャップダイオードに印加する電圧を制御することによってフィルタ特性を電子的に制御する。超音波プローブ１を構成する超音波振動子２８の共振周波数がｆｏの場合には、電子的な制御によってＢＰＦ１４−１の中心周波数は２ｆｏに、またＢＰＦ１４−２の中心周波数はｆｏに設定される。なお、このＳ／Ｎ改善モード以外の場合には、ＢＰＦ１４−１、および１４−２は図示しない電子スイッチによってバイパスされるように制御される。
【００３６】
Ｓ／Ｎ改善モードの設定が終了したならば、操作者によりＳ／Ｎ改善モードの走査開始コマンドが入力部７からシステム制御部６に送られ、超音波の送受信が開始される（ステップＳ４）。
【００３７】
超音波の送信に際して、レートパルス発生器１１は、システム制御部６からの制御信号に従って被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。この送信遅延回路１２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００３８】
パルサ１３は、レートパルスの駆動によって発生する超音波振動子駆動パルスによって超音波プローブ１に内蔵されている超音波振動子２８を駆動し、被検体内に中心周波数ｆｏの超音波パルスを放射する。この送信遅延回路１２およびパルサ１３は、２Ｎチャンネルから構成されており、Ｓ／Ｎ改善モード以外の場合には、全てのチャンネルはコネクタ３１を介して超音波振動子２８の各々に独立に接続される。
【００３９】
これに対して本実施の形態では、２つのパルサ出力線も超音波プローブ１で共通接続される構成となっているため、この２つのパルサ１３のうち、何れか１つのパルサ１３のみを用いて振動子の駆動を行う。図２において、システム制御部６の制御信号によって振動子駆動に用いるパルサ１３−１〜１３−４が選択され、これらのパルサ１３−１〜１３−４の駆動パルスによって超音波振動子２８−１〜２８−４が駆動されて被検体内に超音波が放射される。
【００４０】
但し、このパルサ１３−１〜１３−４の出力端子と接続される振動子２８−１〜２８−４や、後述するＢＰＦ１４−１−１〜４−１−４、あるいはＢＰＦ１４−２−１〜１４−２−４における耐圧特性に余裕がある場合には、共通接続されている他のパルサ１３（図示せず）を同時に用いて振動子を駆動することも可能である。この場合、これら共通接続された２つのパルサ１３を駆動するレートパルスには、等しい遅延時間が送信遅延回路１２によって与えられる。
【００４１】
被検体内に放射された超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面、あるいは組織にて反射する。また、この超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合は、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。さらに、これらの超音波は被検体組織の非線型特性により、中心周波数が２ｆｏの超音波パルスが新たに発生する。従って、被検体組織内にて反射して超音波プローブ１に戻る超音波は、送信時の中心周波数ｆｏの超音波パルス（基本波成分）と、中心周波数が２ｆｏの超音波パルス（高調波成分）が混在されたものとなる。
【００４２】
図４にこのとき受信される超音波信号の周波数スペクトラムを示す。図４（ａ）は、被検体内に送信される超音波パルスの周波数スペクトラムであり、ｆｏを中心に分布している。これに対して、図４（ｂ）に示した被検体内からの反射信号の周波数スペクトラムは、ｆｏを中心に分布する基本波成分と、２ｆｏを中心に分布する高調波成分とで構成され、一般に、高調波成分は、基本波成分に対して約２０ｄＢ小さい。因みに、この高調波の発生原因は、超音波パルスの被検体組織内の伝播速度が超音波の音圧に依存するためであり、この性質のために受信信号に波形歪が生じ、高調波成分が発生することが知られている。
【００４３】
また、この高調波成分のみを用いて超音波画像を得ることによって、従来画像上に発生するアーチファクトの主要因であったサイドローブが抑制できるため良好な画像が得られる。この高調波成分の画像化手法は、ハーモニックイメージングとして近年脚光を浴びていることは既に述べたとおりである。
【００４４】
被検体内からの受信信号は、送信時と同じ超音波振動子２８によって受信されて超音波から電気信号に変換される。電気信号に変換された受信信号は、超音波受信部３のＢＰＦ１４において所定の帯域の受信信号が選択され、選択された受信信号成分は、プリアンプ１５にて所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６にてデジタル信号に変換される。さらにデジタル信号に変換された受信信号は、整相加算器１７のビームフォーマ２９にてシステム制御部６からの制御信号に基づいて所定の遅延時間が与えられた後、加算器３０において加算合成される。
【００４５】
この超音波受信部３の構成と機能について図２を用いてさらに詳しく説明する。この図２では、４つの超音波振動子２８−１〜２８−４で構成される超音波プローブ１からの受信信号が、８チャンネルの受信回路で構成される超音波受信部３に供給される場合を示しており、１つの超音波振動子２８に対して２つの受信回路が共通接続されている。すなわち、振動子２８−１からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−１とＢＰＦ１４−２−１に供給され、振動子２８−２からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−２とＢＰＦ１４−２−２に供給される。同様にして、振動子２８−３からの受信信号は、ＢＰＦ１４−３とＢＰＦ１４−２−３に供給され、振動子２８−４からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−４とＢＰＦ１４−２−４に供給される。
【００４６】
この場合、ＢＰＦ１４−１−１、ＢＰＦ１４−１−２、ＢＰＦ１４−１−３およびＢＰＦ１４−１−４は、図４に示した受信信号成分のうち中心周波数２ｆｏの高調波成分を抽出するための帯域通過フィルタである。一方、ＢＰＦ１４−２−１、ＢＰＦ１４−２−２、ＢＰＦ１４−２−３およびＢＰＦ１４−２−４は、中心周波数ｆｏの基本波成分を抽出するための帯域通過フィルタである。
【００４７】
ＢＰＦ１４−１−１によって抽出された受信信号の高調波成分は、プリアンプ１５−１−１において所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６−１−１にてデジタル信号に変換される。このとき、プリアンプ１５−１−１の増幅度は、ＢＰＦ１４−１−１の出力信号の最大振幅がＡ／Ｄ変換器１６−１−１の入力ダイナミックレンジに対応するように予め設定されている。
【００４８】
Ａ／Ｄ変換された受信信号は、ビームフォーマ２９−１−１にて所定の遅延時間が与えられた後、加算器３０―１に供給される。このビームフォーマ２９−１−１は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与える可変遅延回路であり、その遅延時間の設定は、システム制御部６からの制御データによって行われ、まずθ１方向に受信指向性が設定される（ステップＳ５）。
【００４９】
一方、同じ振動子２８−１から得られた受信信号からその基本波成分のみが抽出されたＢＰＦ１４−２−１の出力信号は、プリアンプ１５−２−１において所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６−２−１にてデジタル信号に変換され、さらにビームフォーマ２９−２−１にて所定の遅延時間が与えられた後、加算器３０−２に供給される。この場合も、プリアンプ１５−２−１の増幅度は、ＢＰＦ１４−２−１の出力信号の最大振幅がＡ／Ｄ変換器１６−１−１の入力ダイナミックレンジに対応するように予め設定される。この基本波成分は、図４に示すように、一般に高調波成分より約２０ｄＢ大きいため、プリアンプ１５−２−１の増幅度はプリアンプ１５−１−１の増幅度より約２０ｄＢ低い。なお、ビームフォーマ２９−２−１において受信信号に与えられる遅延時間は、ビームフォーマ２９−１−１の場合と等しい。
【００５０】
同様にして振動子２８−２〜２８−４からの受信信号は、それぞれ中心周波数２ｆｏの帯域通過特性を有するＢＰＦ１４−１−２〜ＢＰＦ１４−１−４と、中心周波数ｆｏの帯域通過特性を有するＢＰＦ１４−２−２〜ＢＰＦ１４−２−４の２つの系統に供給され、ＢＰＦ１４−１−２〜ＢＰＦ１４−１−４の出力は、プリアンプ１５−１−２〜１５−１−４、Ａ／Ｄ変換器１６−１−２〜１６−１−４、ビームフォーマ２９−１−２〜２９−１−４を介して加算器３０−１に送られる。一方、ＢＰＦ１４−２−２〜ＢＰＦ１４−２−４の出力は、プリアンプ１５−２−２〜１５−２−４、Ａ／Ｄ変換器１６−２−２〜１６−２−４、ビームフォーマ２９−２−２〜２９−２−４を介して加算器３０−２に送られる。
【００５１】
加算器３０−１では、振動子２８−１〜２８−４によって受信された受信信号の中から高調波成分が加算合成され、θ１方向に受信指向性をもつ高調波受信信号が形成される。一方、加算器３０−２では基本波成分が加算合成され、θ１方向に受信指向性をもつ基本波受信信号が形成される（ステップＳ６）。
【００５２】
このような手順によって得られた高調波成分と基本波成分を用いて行う画像形成にはいくつかの方法が考えられるが、本実施の形態では、高調波成分によるＢモード画像（いわゆるＴＨＩ画像）の表示と、基本波成分によるカラードプラ画像の表示について以下に述べる。
【００５３】
すなわち加算器３０−１の高調波受信信号はＢモード処理部４に送られ、加算器３０−２の基本波受信信号はドプラモード処理部５に送られる。Ｂモード処理部４に送られた加算器３０−１の出力は、対数変換器１８、包絡線検波器１９において対数変換と包絡線検波がなされた後、画像表示部８の表示用画像メモリ２５に一旦保存される（ステップＳ７）。
【００５４】
一方、カラードプラ画像の生成においては、超音波受信信号のドプラ偏移を求めるために、システム制御部６は同一方向（θ１）に対して連続的に複数回超音波の送受信を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ（Ｆａｓｔ−Ｆｏｕｒｉｅｒ−Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）分析を行う。
【００５５】
すなわち、θ１方向に対して複数回の超音波送受信を行い、このとき加算器３０−２から得られるそれぞれの基本波受信信号に対してドプラモード処理部５の直交検波回路２０は、直交位相検波を行って実部と虚部を有する複素信号に変換し、ドプラ信号記憶回路２１に順次保存する。次に、ＦＦＴ分析器２２は、ドプラ信号記憶回路２１に保存された複数個の基本波受信信号を用いて、ドプラ信号の周波数スペクトルを求める。さらに演算器２３は、ＦＦＴ分析器２２から出力される周波数スペクトルに対して、その中心（血流の平均速度）や分散値（血流の乱れの状態）を算出し、システム制御部６は、その結果を読み出しＴＨＩ画像データとともに表示用画像メモリ２５のθ１に対応した記憶領域に保存する（ステップＳ８）。
【００５６】
θ１方向におけるＴＨＩ画像データおよびカラードプラ画像データの収集と保存が終了したならば、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（ｍ−１）Δθ（ｍ＝２〜Ｍ）まで変更してＭ本の走査によって上記と同様な手順で超音波の送受信を行い、被検体内を走査する。このとき、システム制御部６は、その制御信号によって送信遅延回路１２およびビームフォーマ２９の遅延時間を上記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、ＴＨＩ画像データおよびカラードプラ画像データの各々を収集する（ステップＳ９）。
【００５７】
なお、システム制御部６は、表示用画像メモリ２５においてＴＨＩ画像とカラードプラ画像をそれぞれ独立な画像メモリに保存するとともに、これら２種類の画像を合成して保存することも可能である。表示用画像メモリ２５において１枚分のＴＨＩ画像やカラードプラ画像、あるいはこれらの合成画像の生成が終了したならば、システム制御部６は、入力部７からの指示信号に従って選択される画像データを表示用画像メモリ２５から読み出し、表示回路２６を介してモニタ２７にて表示する（ステップＳ１０）。
【００５８】
次に、本実施の形態におけるＴＨＩ画像のＳ／Ｎ改善について図５を用いて説明する。
【００５９】
図５（ａ）は受信信号をＢＰＦ１４−１を介さずに１０ビットのＡ／Ｄ変換器１６に入力する場合の高調波成分のＳ／Ｎを示すものであり、量子化ノイズレベルは、Ａ／Ｄ変換器１６のＬＳＢによって決定されるノイズレベルである。この場合、既に述べたように１０ビットＡ／Ｄ変換器１６の入力ダイナミックレンジ６０ｄＢ分は、高調波成分より２０ｄＢ大きい基本波成分によってほぼ割り当てられ、高調波成分に割り当てられ分は４０ｄＢとなる。
【００６０】
これに対して、図５（ｂ）に示すような帯域通過特性のＢＰＦ１４−１を用いて基本波成分を排除することにより、高調波成分に対して入力ダイナミックレンジ６０ｄＢが割り当てられる。すなわち、本実施の形態により高調波成分のＳ／Ｎは２０ｄＢの改善が可能となる。因みに従来のＴＨＩ画像生成においては、加算器３０において各チャンネルの受信信号が合成された以降において、基本波成分を排除するフィルタリングが行われていた。このためＡ／Ｄ変換器１６においては、基本波と高調波が合成された受信信号が入力するため、図５（ａ）に示すような問題点が発生していた。
【００６１】
次に、本実施の形態における第１の変形例について図６を用いて説明する。図２に示した第１の実施の形態においては、超音波振動子２８からの受信信号を２チャンネルの受信回路に供給するための信号ラインの共通接続は超音波プローブ１において行ったが、この方法によれば超音波プローブ１の構成が特殊となり、専用の超音波プローブ１を備える必要がある。
【００６２】
これに対して、この変形例によれば汎用の超音波プローブ１を接続した場合においても、第１の実施の形態と同様な効果を得ることができる。すなわち、超音波受信部３のＢＰＦ１４の前段には切換スイッチ３２が設置されており、ＢＰＦ１４−１−１の入力端子とＢＰＦ１４−２−１の入力端子は切換スイッチ３２−１を介して接続され、ＢＰＦ１４−１−２とＢＰＦ１４−２−２のそれぞれの入力端子も切換スイッチ３２−２を介して接続される。同様にして、ＢＰＦ１４−１−３とＢＰＦ１４−２−３は切換スイッチ３２−３を介して、またＢＰＦ１４−１−４とＢＰＦ１４−２−４は切換スイッチ３２−４を介して接続される。
【００６３】
この場合、操作者は超音波プローブ１を超音波診断装置本体５０に接続し、入力部７においてＳ／Ｎ改善モードを選択すると、システム制御部６は入力部７からＳ／Ｎ改善モードのコマンド信号を受け、超音波プローブ１からプローブＩＤ情報を読み取る。さらに、システム制御部６は、このプローブＩＤに基づいて予めシステム制御回路６内の図示しない記憶回路に保存されているプローブの超音波周波数をはじめとする関連情報を読み出し、この情報に基づいてＢＰＦ１４−１および１４−２の中心周波数や帯域、さらには遮断帯域における減衰量などを設定する。さらに、システム制御部６は、切換スイッチ３２に制御信号を送り、ＢＰＦ１４−１−１と１４−２−１、ＢＰＦ１４−１−２と１４−２−２、ＢＰＦ１４−１−３と１４−２−３、さらにはＢＰＦ１４−１−４と１４−２−４のそれぞれの入力端が切換スイッチ３２−１〜３２−４によって接続する。
【００６４】
このように、超音波診断装置本体５０の内部に切換スイッチ３２−１〜３２−４を新たに設置し、この切換スイッチ３２−１〜３２−４をＳ／Ｎ改善モードの選択コマンドに基づいて制御することによって、超音波診断装置本体５０に接続される超音波プローブ１は汎用のプローブを用いることが可能となる。なお、この変形例で使用する切換スイッチ３２は電子スイッチでもよいが、ノイズの生じないリレースイッチのように機械的な切換スイッチが望ましい。
【００６５】
なお、上記の変形例では、ＢＰＦ１４−２−１〜ＢＰＦ１４−２−４の出力の加算結果をドプラモード処理部５へ、ＢＰＦ１４−１−１〜ＢＰＦ１４−１−４の出力の加算結果をＢモード処理部４へ送る構成となっているが、ＢＰＦ１４−２−１〜ＢＰＦ１４−２−４の出力およびＢＰＦ１４−１−１〜ＢＰＦ１４−１−４の出力を全て加算して広帯域な信号を生成し、その信号をＢモード処理部４、またはドプラモード処理部５に送って超音波画像を生成してもよい。また、Ｂモード処理部４およびドプラモード処理部５へ送る信号は、基本波成分の信号、高調波成分の信号、広帯域な信号の内から任意に切り替えて用いてもよい。
【００６６】
次に、本実施の形態における第２の変形例について図７を用いて説明する。図７（ａ）は超音波振動子２８を走査方向（ｘ方向）に２Ｎ、スライス方向（ｙ方向）に３、２次元配列して構成される２次元アレイ超音波プローブ５１に対応した超音波受信部３に対して、本実施の形態を適用した場合である。但し、この図では紙面の都合上、走査方向の振動子数は４（Ｎ＝２）としている。
【００６７】
なお、２次元アレイ超音波プローブ５１を使用する目的は、スライス方向のビーム幅改善や３次元の超音波走査などがある。前者については特開平９−５２６号公報において、スライス方向に配列した振動子からの受信信号を時系列に受信することによって、受信回路のチャンネル数を増やさずに、スライス方向のビーム幅改善を行う方法が記載されている。一方、後者については特開平１１−２２１２１７号公報において、並列同時受信法と特定の深さからの信号を抽出するゲート走査法などを適用することによって、リアルタイム表示が可能な３次元走査方法が記載されている。これらの公報には、それぞれの目的に合わせた２次元アレイプローブの起動方法が記載されているため、ここでの説明は省略する。
【００６８】
図７（ｂ）は、超音波振動子２８を走査方向（ｘ方向）に２Ｎ個、１次元配列した超音波プローブ１を上記の超音波受信部３に接続した場合であり、この変形例では、スライス方向のチャンネル数が１／３に減少している。したがって、超音波受信部３における受信チャンネルの共通接続は３チャンネルまで可能となる。なお、この変形例で使用する超音波プローブ１の走査方向の振動子チャンネル数は、受信回路チャンネル数の１／２以下でなくとも構わない。従って、図７では、走査方向に配列した超音波振動子２８に接続される超音波受信部３の説明は省略し、任意の位置のスライス方向についてのみ示している。
【００６９】
超音波受信部３は、図６に示した第１の変形例と同様に、切換えＳＷ３２、ＢＰＦ１４、プリアンプ１５、Ａ／Ｄ変換器１６と整相加算器１７とを備えている。以下では、２次元アレイ超音波プローブ５１を構成する超音波振動子２８において、スライス方向に配列された超音波振動子２８−ａ、２８−ｂ、２８−ｃと、これらに対応した超音波受信回路を例にこの変形例を説明する。
【００７０】
図７（ａ）において、この２次元アレイ超音波プローブ５１が超音波受信部３に接続された場合は、そのプローブＩＤがシステム制御部６に送られ、システム制御部６は、２次元アレイ超音波プローブ５１が接続されたことを認識して、ＢＰＦ１４−ａおよび１４−ｃの入力端子と超音波振動子２８−ａおよび２８−ｃとがそれぞれ接続されるように切換えＳＷ３２−ａおよび切換えＳＷ３２−ｂの制御を行う。但し、この場合のＢＰＦ１４は、基本波のみを通過させる帯域通過特性を有してもよいが、バイパスしてもよい。
【００７１】
従って、超音波振動子２８−ａ〜２８−ｃの受信信号は、切換えＳＷ３２−ａと３２−ｂ、を介して、あるいは直接ＢＰＦ１４に送られ、さらにプリアンプ１５、Ａ／Ｄ変換器１６を介して整相加算器１７に送られる。この整相加算器１７ではスライス方向に配列された超音波振動子２８−ａ〜３２−ｃからの受信信号の整相加算を行うのみならず、これらの超音波振動子２８−ａ〜２８−ｃと同様に走査方向に配列された他の超音波振動子２８からの受信信号に対しても整相加算を行い、その出力は、Ｂモード処理部４あるいはドプラモード処理部５に送られる。
【００７２】
一方、図７（ｂ）に示すように、１次元に配列型された超音波プローブ１が超音波受信部３に接続された場合は、そのプローブＩＤが自動的にシステム制御部６に送られ、さらに入力部７からＳ／Ｎ改善モードのコマンド信号がシステム制御部６に送られる。システム制御部６はこれらの情報を受信し、ＢＰＦ１４−ａおよび１４−ｃの入力端子がＢＰＦ１４−ｂの入力端子に接続されるように切換えＳＷ３２−ａおよび３２−ｂの制御を行う。さらに、ＢＰＦ１４−ａおよびＢＰＦ１４−ｃに対して高調波成分を抽出する帯域通過特性を、またＢＰＦ３２−ｂに対して基本波を抽出する帯域通過特性を設定する。
【００７３】
従って、超音波振動子２８からの受信信号はＢＰＦ１４−ｂに直接送られるとともに、切換えＳＷ３２−ａおよび３２−ｂを介してＢＰＦ１４−ａおよび１４−ｃにも送られ、さらに、これらの受信信号はプリアンプ１５、Ａ／Ｄ変換器１６を介して整相加算器１７に送られる。このとき、整相加算器１７は２つに分離され、受信信号の高調波成分は整相加算器１７−ａに、また基本波成分は整相加算器１７−ｂに送られる。この整相加算器１７−ａ、１７−ｂでは走査方向に配列された他の超音波振動子２８からの受信信号に対しても、第１の実施の形態と同様な整相加算を行い、その出力はＢモード処理部４あるいはドプラモード処理部５に送る。
【００７４】
この変形例によれば、２次元アレイ超音波プローブ５１に対応した装置に、通常の１次元に超音波振動子が配列された超音波プローブ１を接続した場合のＴＨＩにおいても、Ｓ／Ｎの大幅な改善を行うことができる。さらに図７（ｂ）のように、同一の超音波振動子２８の受信信号がＰチャンネル（Ｐ＝２）の受信回路を経由した後整相加算器１７−ａにて加算される場合には、加算後の信号成分はＰ倍になるのに対して受信回路から発生するノイズ成分は一般にＰ^１／２になるため、さらなるＳ／Ｎ改善が可能となる。
【００７５】
なお、図７（ｂ）においてＢＰＦ１４−ａおよび１４−ｃを高調波成分抽出用フィルタとしたが、その位置や数については限定されるものではなく、ＢＰＦ１４に高調波成分用と基本波成分用のそれぞれのフィルタが含まれていればよい。
【００７６】
（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態について図２と図８を用いて説明する。この実施の形態では、超音波画像に表示されるスペックルノイズを低減させる周波数コンパウンド方法に本発明を適用した場合について示す。通常の超音波画像においては、超音波のランダムな干渉によって生ずる粒状性のパターン、すなわちスペックルパターンが発生し、超音波画像の読影の妨げとなることが知られており、このスペックルパターンを排除する方法として周波数コンパウンド法がある。
【００７７】
この方法は同一部位を、異なる超音波周波数によって複数枚の超音波画像を収集し、これらの画像を加算平均して表示画像を生成するものである。従来は、被検体内からの超音波受信信号の基本波成分をフィルタによって、例えば中心周波数がｆｏ１、ｆｏ２、ｆｏ３の複数の帯域に分解し、これらの各帯域成分によって生成される３枚の画像を加算する方法が知られている。しかしながら、この方法では各々の画像を生成する信号の帯域が約１／３となるため、画像の解像度が劣化するという問題点があった。
【００７８】
これに対して、図４に示した中心周波数ｆｏ１の基本波成分と中心周波数ｆｏ２の高調波成分によって周波数コンパウンド法を行えば上記の問題点は改善される。ただし、この場合も高調波成分によって生成される超音波画像のＳ／Ｎ改善が課題となる。
【００７９】
図８は、第２の実施の形態における超音波診断装置の概略構成を示した図であり、この実施の形態は、図１の第１の実施の形態と比較して、Ｂモード処理部４のみが変更されている。すなわち、Ｂモード処理部４は、２チャンネルの対数変換器１８−１、１８−２と包絡線検波器１９−１，１９−２とを備えている。また、この２チャンネルのＢモード処理部４からの信号を加算する加算器３４が新たに設けられている。
【００８０】
以下、本実施の形態における画像生成手順について説明する。操作者は、上記構成の超音波プローブ１を超音波診断装置本体５０に接続し、入力部７において、本実施の形態を実行する撮影モード（以下スペックル低減モードと呼ぶ）を選択する。システム制御部６は、入力部７からスペックル低減モードのコマンド信号を受け、さらに超音波プローブ１からプローブＩＤ情報を読み取る。次に、システム制御部６は、このプローブＩＤに基づいて予めシステム制御回路６内の図示しない記憶回路に保存されているプローブの超音波周波数をはじめとする関連情報を読み出し、この情報に基づいてＢＰＦ１４−１および１４−２のフィルタ特性を設定する。
【００８１】
すなわち、ＢＰＦ１４−１の中心周波数を２ｆｏに、またＢＰＦ１４−２の中心周波数をｆｏに設定する。スペックル低減モードの設定が終了したならば、操作者による走査開始のコマンド信号が入力部７からシステム制御部６に送られ、超音波の送受信が開始される。
【００８２】
超音波の送信に際して、レートパルス発生器１１は、システム制御部６からの制御信号に従って、被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。この送信遅延回路１２は、送信において超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００８３】
パルサ１３は、その駆動パルスによって超音波振動子２８を駆動し、被検体内に中心周波数ｆｏの超音波パルスを放射する。本実施の形態においても２つのパルサ出力線は、超音波プローブ１と共通接続される構成となっており、この２つのパルサ１３のうち、何れか１つのパルサ１３のみを用いて超音波振動子２８の駆動を行う。すなわち図２に示したように、システム制御部６の制御信号によって振動子駆動に用いるパルサ１３−１〜１３−４が選択され、これらのパルサ１３−１〜１３−４の駆動パルスによって超音波振動子２８−１〜２８−４が駆動されて被検体内に超音波が放射される。
【００８４】
被検体内に放射された超音波の一部は組織にて反射し、またこの超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合は、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。さらに、これらの超音波は、被検体組織の非線型特性により中心周波数が２ｆｏの超音波が新たに発生する。従って、超音波プローブ１に戻る超音波は、中心周波数ｆｏの基本波成分と中心周波数が２ｆｏの高調波成分が混在されたものとなる。
【００８５】
上記のような受信信号は、超音波振動子２８によって受信され、この受信信号は超音波受信部３のＢＰＦ１４において所定の帯域の受信信号が選択された後、プリアンプ１５にて増幅され、Ａ／Ｄ変換器１６にてデジタル信号に変換される。さらに、デジタル信号に変換された受信信号は整相加算器１７のビームフォーマ２９にてシステム制御部６からの制御信号に基づいて所定の遅延時間が与えられ、加算器３０において加算合成される。
【００８６】
この超音波受信部３の構成についてさらに詳しく示した図２において、４つの超音波振動子２８−１〜２８−４で構成される超音波プローブ１からの受信信号が、８チャンネルの受信回路で構成される超音波受信部３に供給される場合、１つの超音波振動子２８に対して２つの受信回路が共通接続されている。すなわち、振動子２８−１からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−１とＢＰＦ１４−２−１に供給され、振動子２８−２からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−２とＢＰＦ１４−２−２に供給される。同様にして、振動子２８−３からの受信信号は、ＢＰＦ１４−３とＢＰＦ１４−２−３に供給され、振動子２８−４からの受信信号は、ＢＰＦ１４−１−４とＢＰＦ１４−２−４に供給される。
【００８７】
この場合、ＢＰＦ１４−１−１〜１４−１−４は、中心周波数２ｆｏの高調波成分を抽出するための帯域通過フィルタであり、ＢＰＦ１４−２−１〜１４−２−４は、中心周波数ｆｏの基本波成分を抽出するための帯域通過フィルタである。ＢＰＦ１４−１−１によって抽出された受信信号の高調波成分は、プリアンプ１５−１−１において所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６−１−１にてデジタル信号に変換される。このとき、プリアンプ１５−１−１の増幅度は、ＢＰＦ１４−１−１の出力信号の最大振幅がＡ／Ｄ変換器１６−１−１の入力ダイナミックレンジに対応するように予め設定される。
【００８８】
Ａ／Ｄ変換された受信信号は、ビームフォーマ２９にて所定の遅延時間が与えられた後、加算器３０―１に供給される。このビームフォーマ２９は、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間を受信信号に与える可変遅延回路であり、その遅延時間の設定は、システム制御部６からの制御データによって行われ、まずθ１方向に受信指向性が設定される。
【００８９】
一方、同じ振動子２８−１から得られた受信信号からその基本波成分のみが抽出されたＢＰＦ１４−２−１の出力信号は、プリアンプ１５−２−１において所定の大きさに増幅された後、Ａ／Ｄ変換器１６−２−１にてデジタル信号に変換され、さらにビームフォーマ２９−２−１にて所定の遅延時間が与えられた後、加算器３０−２に供給される。この場合も、プリアンプ１５−２−１の増幅度は、ＢＰＦ１４−２−１の出力信号の最大振幅がＡ／Ｄ変換器１６−１−１の入力ダイナミックレンジに対応するように予め設定される。
【００９０】
同様にして、振動子２８−２〜２８−４からの受信信号は、それぞれ中心周波数２ｆｏの帯域通過特性を有するＢＰＦ１４−１−２〜ＢＰＦ１４−１−４と、中心周波数ｆｏの帯域通過特性を有するＢＰＦ１４−２−２〜ＢＰＦ１４−２−４の２つの系統に供給され、ＢＰＦ１４−１−２〜ＢＰＦ１４−１−４の出力はプリアンプ１５−１、Ａ／Ｄ変換器１６−１、ビームフォーマ２９−１を介して加算器３０−１に送られる。一方、ＢＰＦ１４−２−２〜ＢＰＦ１４−２−４の出力は、プリアンプ１５−２、Ａ／Ｄ変換器１６−２、ビームフォーマ２９−２を介して加算器３０−２に送られる。
【００９１】
加算器３０−１では振動子２８−１〜２８−４によって受信された受信信号の中から高調波成分が加算合成され、θ１方向に受信指向性をもつ高調波受信信号が生成される。一方、加算器３０−２では基本波成分が加算合成され、θ１方向に受信指向性をもつ基本波受信信号が生成される。
【００９２】
加算器３０−１の高調波受信信号は対数変換器１８−１に送られ、また加算器３０−２の基本波受信信号は対数変換器１８−２に送られるとともに、ドプラモード処理部５にも送られる。Ｂモード処理部４に送られた加算器３０−１および加算器３０−２の出力は、対数変換器１８−１、１８−２および包絡線検波器１９−１，１９−２において対数変換と包絡線検波がなされた後、加算器３４において加算合成され、その結果は、コンパウンド画像として画像表示部８の表示用画像メモリ２５に一旦保存される。
【００９３】
一方、加算器３０−２は、ドプラモード処理部５に送られ、カラードプラ画像の生成が行われ、その結果も表示用画像メモリ２５に一旦保存されるが、その生成手順は、第１の実施の形態と同様であるため、その説明は省略する。
【００９４】
θ１方向におけるコンパウンド画像データおよびカラードプラ画像データの収集と保存が終了したならば、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（Ｍ−１）Δθ（ｍ＝２〜Ｍ）まで変更してＭ本の走査によって、上記と同様な手順で超音波の送受信を行い被検体内を走査する。このとき、システム制御部６は、その制御信号によって送信遅延回路１２およびビームフォーマ２９の遅延時間を上記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、コンパウンド画像データおよびカラードプラ画像データの各々を収集する。
【００９５】
なお、システム制御部６は、表示用画像メモリ２５においてコンパウンド画像とカラードプラ画像をそれぞれ独立な画像メモリに保存するとともに、これら２種類の画像を合成して保存することも可能である。表示用画像メモリ２５において１枚分のコンパウンド画像やカラードプラ画像、あるいはこれらの合成画像の生成が終了したならば、システム制御部６は入力部７からの指示信号に基づいて所定の画像データを表示用画像メモリ２５から読み出し、表示回路２６を介してモニタ２７に表示する。
【００９６】
以上述べたように、本実施の形態によれば、基本波成分と高調波成分を用いた周波数コンパウンド画像において、高周波成分から生成される画像のＳ／Ｎが顕著に改善されるため、基本波成分から生成される画像と高調波成分から生成される画像とのＳ／Ｎのバランスが得られ、良好なコンパウンド画像を表示することが可能となる。
【００９７】
以上、本発明の実施の形態について述べてきたが、上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上記第１および第２の実施の形態においては、超音波受信部３にＡ／Ｄ変換器１６が備えられていることを想定し、このＡ／Ｄ変換器１６の入力ダイナミックレンジに対して、高調波成分および基本波成分のそれぞれの受信波の波形振幅を対応（一致）させる方法について述べたが、これに限定されるものではない。例えば、Ａ／Ｄ変換器１６の存在しないアナログ式の超音波受信部においても、プリアンプ１５自身が有限なダイナミックレンジを有しており、同様な問題点が発生する。なお、この場合のノイズレベルはプリアンプ１５自身から発生するノイズによって決定される。
【００９８】
また、上記実施の形態の説明では、高調波成分を用いた組織ハーモニックイメージング（ＴＨＩ）について述べたが、高調波成分から生成されるドプラ信号の表示、あるいはこのドプラ信号の画像（例えばカラードプラ画像）など、他の信号形態であってもよい。さらに、超音波受信部に備えた高調波成分および基本波成分抽出手段としてバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）を用いたが、高調波成分抽出用として高域通過フィルタ（ＨＰＦ）、基本波成分抽出用として低域通過フィルタ（ＬＰＦ）を用いてもよい。
【００９９】
また、基本波成分抽出用フィルタの挿入は高調波成分の除去のみならず、Ａ／Ｄ変換器の量子化ノイズあるいはプリアンプ等の熱雑音の帯域を制限できるため望ましいが、いずれも小さな成分であるため除去してもよい。なお、高調波成分は、第２次高調波成分を例に述べたが、これについても限定されるものではなく、第３次以上の高調波成分であってもかまわない。
【０１００】
【発明の効果】
本発明によれば、装置の構成を複雑にすることなく、受信信号に含まれる高調波成分から良好なＳ／Ｎを有した超音波画像を生成、表示することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態における超音波システム全体の構成を示す図。
【図２】本発明の第１の実施形態における超音波受信部の構成を示す図。
【図３】本発明の第１の実施の形態の画像データ収集手順のフローチャートを示す図。
【図４】本発明の第１の実施の形態における受信波スペクトラムを示す図。
【図５】本発明の第１の実施の形態におけるＳ／Ｎ改善の機序を示す図。
【図６】本発明の第１の実施の形態の第１の変形例を示す図。
【図７】本発明の第１の実施の形態の第２の変形例を示す図。
【図８】本発明の第２の実施の形態における超音波システム全体の構成を示す図。
【符号の説明】
１　超音波プローブ
２　超音波送信部
３　超音波受信部
４　Ｂモード処理部
５　ドプラモード処理部
６　システム制御部
７　入力部
８　画像表示部
１３　パルサ
１４　ＢＰＦ（バンドパスフィルタ）
１５　プリアンプ
１６　Ａ／Ｄ変換器
１７　整相加算器
２８　超音波振動子
２９　ビームフォーマ
３０　加算器
３１　コネクタ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to an ultrasonic diagnostic apparatus that improves S / N of an image using a harmonic component of a received signal.
[0002]
[Prior art]
An ultrasonic diagnostic system emits ultrasonic waves generated from an ultrasonic transducer incorporated in an ultrasonic probe into a subject, and receives a reflected signal generated by a difference in acoustic impedance of a subject tissue by the ultrasonic transducer. Is displayed on the monitor.
[0003]
Since this diagnostic method can easily observe a real-time two-dimensional image with a simple operation just by bringing the ultrasonic probe into contact with the body surface, it is widely used for functional examination of the heart and the like and morphological diagnosis of various organs. Since there is almost no irradiation damage to the specimen, it has become an indispensable diagnostic imaging method for fetal growth diagnosis.
[0004]
Conventionally, in an ultrasonic diagnostic method, an optimal ultrasonic frequency is selected for a diagnostic site, an ultrasonic pulse having this frequency as a center frequency is radiated into the subject, and a reflected ultrasonic wave from the subject which is almost equal to this frequency is used. I have been receiving sound waves for imaging.
[0005]
On the other hand, in recent years, a new imaging technique called tissue harmonic imaging (hereinafter, referred to as THI) has been developed and has begun to spread widely in clinical settings. This imaging method is an imaging method that effectively utilizes an ultrasonic nonlinear phenomenon occurring in a subject tissue. For example, when an ultrasonic pulse having a center frequency of fo is radiated into the subject, a non-linear A double harmonic component (2fo) is newly generated due to the phenomenon, and the harmonic component is received by the ultrasonic probe together with the fundamental component (fo). The generation of this harmonic component depends on the properties of the tissue of the subject, the propagation distance to the reflection site, or the ultrasonic intensity at the reflection site, and in particular, the dependence of the ultrasonic intensity is a cause of artifacts in conventional ultrasonic images. Since the occurrence of the side lobe can be suppressed, a clear image can be obtained by an imaging method using this harmonic component, that is, THI.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, since the power of the harmonic component obtained from the inside of the subject is generally smaller than the fundamental component by about 20 dB, the THI reduces the harmonic component of the ultrasonic reception signal under good S / N conditions. Is very important.
[0007]
On the other hand, as described above, the received signal from the subject contains a fundamental component and a harmonic component mixedly, and the harmonic component to be used as THI is 1/10 or less of the fundamental component. is there. Therefore, if the dynamic range of the receiving circuit is not sufficiently wide, the dynamic range of the harmonic component becomes small, and an image having a sufficient S / N cannot be obtained.
[0008]
In particular, in recent ultrasonic diagnostic apparatuses, digitization of a receiving circuit has progressed, and a configuration is adopted in which received signals from a plurality of transducers are converted into digital signals before performing beamforming. In this case, the received signal including the fundamental wave component is assigned to the input range of the A / D converter, and therefore, the dynamic range for harmonic components required for image generation is greatly reduced. For example, when a 10-bit A / D converter is used, a dynamic range of about 60 dB can be secured for a fundamental component, but a dynamic range for a harmonic component that is 20 dB lower than the fundamental component is 40 dB. A small signal of / 100 or less is buried in quantization noise generated at the time of A / D conversion. That is, when the receiving circuit is configured by a circuit having a limited dynamic range, such as an A / D converter, a harmonic image excellent in S / N due to a fundamental component mixed in the received signal. Is difficult to obtain.
[0009]
The present invention has been made to solve such a conventional problem, and an object thereof is to generate an ultrasonic image from a harmonic component of a reception signal obtained by an ultrasonic transducer. It is an object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of significantly improving S / N as compared with the conventional method.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes an ultrasonic probe including a plurality of ultrasonic transducers, and an ultrasonic pulse having a first center frequency by driving the ultrasonic transducer. And a harmonic component extraction unit for extracting, from an ultrasonic signal received by the ultrasonic transducer, a reception signal having a frequency that is substantially an integral multiple of the first center frequency. First ultrasonic receiving means having a plurality of receiving channels having means, and a receiving signal having a frequency component at least substantially equal to the first center frequency from an ultrasonic signal received by the ultrasonic transducer. A second ultrasonic receiving unit having a plurality of receiving channels for receiving, a first image data generating unit for generating image data for a received signal obtained by the first receiving unit; Second image data generating means for generating image data for a received signal obtained by the second receiving means; first image data generated by the first image generating means; and the second image Display means for displaying at least one of the second image data generated by the generation means, and at least one of the ultrasonic transducers of the ultrasonic probe being received by the first ultrasonic reception means in a predetermined manner. A channel and a predetermined receiving channel of the second ultrasonic receiving means are connected in parallel.
[0011]
Therefore, according to the present invention, it is possible to obtain an ultrasonic image having a good S / N from a harmonic component included in a received signal without complicating the configuration of the device.
[0012]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0013]
(First Embodiment)
A feature of the present embodiment is that, when the number of channels in the receiving unit of the ultrasonic diagnostic apparatus is larger than the number of channels in the ultrasonic probe, that is, the number of ultrasonic transducers, a plurality of receiving circuits are provided in one ultrasonic vibration element. By connecting a filter circuit at the first stage of the receiving circuit, a fundamental wave component and a harmonic component of a received wave from the subject are received with good S / N.
[0014]
Generally, the number of transducers of the ultrasonic probe 1 used in the ultrasonic diagnostic apparatus differs depending on the type of the probe. In the following, the number of transducers of the sector scanning probe is N, the number of transducers of the convex scanning probe is 2N (N = 256), and the convex scanning probe is an ultrasonic probe connectable to the ultrasonic diagnostic apparatus. The case where the maximum number of transducers is used will be described as an example.
[0015]
In this case, the number of channels in the ultrasonic transmitting unit 2 and the ultrasonic receiving unit 3 of the ultrasonic diagnostic apparatus is provided corresponding to the maximum number of transducers 2N of the ultrasonic probe connected to this unit. In the present embodiment, an ultrasonic probe having a transducer number of about 1/2, such as a sector scanning probe, is connected to an apparatus having a transmission / reception circuit having 2N channels as described above. A THI image excellent in N is generated.
[0016]
1 to 5, a first embodiment of the present invention will be described. First, the device configuration of the first embodiment will be described with reference to FIGS. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the entire apparatus, and FIG. 2 is a block diagram showing a detailed configuration of the ultrasonic receiving unit 3. In FIG. 2, the number of transducers (N) is set to 4 and the number of reception channels (2N) is set to 8 for reasons of space.
[0017]
The ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe 1 that transmits and receives ultrasonic waves by contacting the surface of a subject, and an ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 that generates an image based on a signal obtained from the ultrasonic probe 1. The ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 includes an ultrasonic transmitter 2 that generates a drive signal for generating an ultrasonic wave, an ultrasonic receiver 3 that receives an ultrasonic reflected signal from the inside of the subject, A B-mode processing unit 4 for performing signal processing for generating B-mode image data using the same and a Doppler mode processing unit 5 for performing signal processing for generating color Doppler image data are provided.
[0018]
Further, the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 includes an image display unit 8 that stores various types of obtained image data and converts the data into a TV format, an input unit 7, and a system control unit 6 that controls these units in a comprehensive manner. ing.
[0019]
The ultrasonic probe 1 is a dedicated probe wired for harmonic imaging, has a plurality of (N) ultrasonic transducers 28 arranged one-dimensionally at a distal end portion, and has a distal end with respect to a subject. The parts are brought into contact to transmit and receive ultrasonic waves. Each of the ultrasonic transducers 28 is connected to two terminals of a connector 31, and is connected to the ultrasonic transmitting unit 2 and the ultrasonic receiving unit 3 of the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 via the connector 31. . The ultrasonic transducer 28 is an electroacoustic transducer, and has a function of converting an electric pulse into an ultrasonic pulse at the time of transmission, and a function of converting an ultrasonic signal into an electric signal at the time of reception.
[0020]
The ultrasonic probe 1 is arbitrarily selected from among those corresponding to a sector scan, those corresponding to a linear scan, those corresponding to a convex scan, and the like in accordance with the diagnostic site. The case of using is described.
[0021]
The ultrasonic transmission unit 2 includes a rate pulse generator 11, a transmission delay circuit 12, and a pulser 13. The rate pulse generator 11 generates a rate pulse for determining a repetition period of an ultrasonic pulse radiated into the subject. The transmission delay circuit 12 is a delay circuit for determining a convergence distance and a deflection angle of an ultrasonic beam during transmission, and determines timing for driving a plurality of ultrasonic transducers. The pulser 13 is a drive circuit that generates a high-voltage pulse for driving the ultrasonic transducer.
[0022]
The rate pulse generator 11 supplies a rate pulse for determining a repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject to the transmission delay circuit 12. The transmission delay circuit 12 is composed of an independent delay circuit twice as large as the ultrasonic transducer used for transmission (2N), and converges ultrasonic waves to a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in transmission. A delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction and a delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction are supplied to the pulser 13.
[0023]
The pulsar 13 has the same number of 2N independent driving circuits as the transmission delay circuit 12, and drives the ultrasonic vibrator 28 built in the ultrasonic probe 1 to emit ultrasonic waves into the subject. Is formed.
[0024]
The ultrasonic receiver 3 includes a band pass filter (BPF) 14, a preamplifier 15, an A / D converter 16, and a phasing adder 17. The BPF 14 includes a BPF 14-1 for extracting a harmonic component of a received signal and a BPF 14-2 for extracting a fundamental wave component. The preamplifier 15-1 is provided for each of the two types of BPFs 14-1 and 14-2. , 15-2, A / D converters 16-1, 16-2, and phasing adders 17-1, 17-2. The preamplifier 15 is designed to amplify a small signal converted into an electric signal by the ultrasonic vibrator and secure a sufficient S / N, and the maximum output amplitude of the received signal at the output terminal of the preamplifier 15 is A The amplification degree is controlled by the system control circuit so as to correspond to the input dynamic range of the / D converter 16. This includes gain correction according to the respective signal amplitudes lost due to the insertion of the BPF 14-1 and the BPF 14-2. The fundamental component and the harmonic component of the received signal amplified to a predetermined size in the preamplifier 15 are converted into digital signals by an A / D converter 16 and sent to a phasing adder 17.
[0025]
The phasing adder 17 includes a beamformer 29 and an adder 30 as shown in FIG. 2, and the beamformer 29 converges ultrasonic waves from a predetermined depth to obtain a narrow reception beam width. The convergence delay time and the reception directivity of the ultrasonic beam are sequentially changed, and a delay time for scanning the inside of the subject is given to the reception signal converted into a digital signal. Add the outputs.
[0026]
The B-mode processing unit 4 includes a logarithmic converter 18 and an envelope detector 19. The logarithmic converter 18 includes a look-up table that logarithmically converts an input value and outputs the result. The digital input signal of the B-mode processing unit 4 performs logarithmic conversion of the amplitude of a received signal in the logarithmic converter 18 to convert a weak signal. Emphasize relatively. Generally, a received signal from the inside of a subject has an amplitude having a wide dynamic range of 80 dB or more. In order to display this on a normal television monitor having a dynamic range of about 30 dB, an amplitude that emphasizes a weak signal is used. Compression is required. The envelope detector 19 performs an envelope detection operation on the logarithmically converted digital signal to detect an amplitude envelope.
[0027]
The Doppler mode processing unit 5 includes a quadrature detection circuit 20, a Doppler signal storage circuit 21, an FFT analyzer 22, and a calculator 23. The Doppler mode processing unit 5 mainly performs FFT analysis and various calculations on the Doppler component of the received signal.
[0028]
That is, the input signal of the Doppler mode processing unit 5 is converted into a complex signal in the quadrature detection circuit 20, and the FFT analyzer 22 temporarily stores the mutually orthogonal complex components in the Doppler signal storage circuit 21, Perform FFT analysis. On the other hand, the arithmetic unit 23 calculates the center and spread of the spectrum obtained by the FFT analyzer 22.
[0029]
The image display section 8 includes a display image memory 25, a display circuit 26, and a monitor 27. The display image memory 25 temporarily stores image data such as a B-mode image and a color Doppler image displayed on the monitor 27 and character and numeric data accompanying the image data. The image data stored in the display image memory 25 is read out according to an instruction from the system control unit 6, D / A-converted by the display circuit 26, converted into a television format, and displayed on the monitor 27.
[0030]
The system control unit 6 controls each unit such as the ultrasonic transmission unit 2, the ultrasonic reception unit 3, and the image display unit 8 and controls the entire system based on an instruction signal from the input unit 7. In particular, in the present embodiment, the control signal for determining the filter characteristics such as the center frequency and the frequency band in the BPF 14 and the control of the changeover switch 32 for bypassing the BPF 14 are sent to the ultrasonic receiving unit 3. At this time, the rate pulse of a predetermined channel sent from the rate pulse generator 11 is stopped in order to stop driving of a part of the pulser 13.
[0031]
The input unit 7 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on an operation panel, and is used by an apparatus operator to input patient information, imaging conditions of the apparatus, and image quality conditions. Further, an execution command of the present embodiment is input.
[0032]
A transmission circuit is connected to each of the two reception circuits commonly connected to each of the ultrasonic transducers 28. In the present embodiment, by controlling the supply of the rate pulse, any one of the transmission circuits is connected. One of the transmission circuits drives the ultrasonic transducer 28, and FIG. 2 shows only the pulsar 13 of the transmission circuit that contributes to the driving.
[0033]
Next, a procedure of image data collection in the first embodiment will be described with reference to FIGS. FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for collecting image data in the present embodiment.
[0034]
The operator connects the ultrasonic probe 1 dedicated to THI having the above-described configuration to the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 (step S1), and uses the input unit 7 to execute the present embodiment in an imaging mode (hereinafter, referred to as an S / N improvement mode). Is selected (step S2). The system control unit 6 receives a command signal of the S / N improvement mode from the input unit 7, and further reads probe ID information from the ultrasonic probe 1. Next, the system control unit 6 reads related information such as the ultrasonic frequency of the ultrasonic probe 1 stored in advance in a storage circuit (not shown) in the system control circuit 6 based on the probe ID information, Based on these related information, the filter characteristics such as the center frequency and band of the BPFs 14-1 and 14-2, and further, the attenuation in the stop band are set (step S3).
[0035]
Specifically, the BPF 14 is configured by a varicap diode or the like, and electronically controls the filter characteristics by controlling the voltage applied to the varicap diode. When the resonance frequency of the ultrasonic transducer 28 constituting the ultrasonic probe 1 is fo, the center frequency of the BPF 14-1 is set to 2fo and the center frequency of the BPF 14-2 is set to fo by electronic control. . In the case other than the S / N improvement mode, the BPFs 14-1 and 14-2 are controlled to be bypassed by an electronic switch (not shown).
[0036]
When the setting of the S / N improvement mode is completed, a scanning start command of the S / N improvement mode is sent from the input unit 7 to the system control unit 6 by the operator, and transmission and reception of the ultrasonic wave are started (step S4). .
[0037]
Upon transmission of the ultrasonic wave, the rate pulse generator 11 supplies a rate pulse for determining a repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject to the transmission delay circuit 12 according to a control signal from the system control unit 6. The transmission delay circuit 12 controls a delay time for converging an ultrasonic wave to a predetermined depth to obtain a narrow beam width in transmission and a delay time for transmitting an ultrasonic wave in a predetermined direction (θ1). The pulse is supplied to the pulser 13.
[0038]
The pulser 13 drives the ultrasonic transducer 28 incorporated in the ultrasonic probe 1 by an ultrasonic transducer driving pulse generated by driving the rate pulse, and emits an ultrasonic pulse having a center frequency fo into the subject. . The transmission delay circuit 12 and the pulser 13 are composed of 2N channels, and all the channels are independently connected to the respective ultrasonic transducers 28 via the connectors 31 except in the S / N improvement mode. You.
[0039]
On the other hand, in the present embodiment, since the two pulsar output lines are also commonly connected by the ultrasonic probe 1, only one of the two pulsars 13 is used by using any one of the two pulsars 13. The vibrator is driven. 2, pulsars 13-1 to 13-4 used for driving the vibrator are selected by a control signal of the system control unit 6, and the ultrasonic vibrator 28-1 is driven by driving pulses of these pulsars 13-1 to 13-4. Are driven to emit ultrasonic waves into the subject.
[0040]
However, the vibrators 28-1 to 28-4 connected to the output terminals of the pulsars 13-1 to 13-4, the BPFs 14-1-1 to 4-1-4, and the BPFs 14-2-1 to 4-1 to be described later. If there is a margin in the withstand voltage characteristics in 14-2-4, it is possible to drive the vibrator by simultaneously using other commonly connected pulsars 13 (not shown). In this case, an equal delay time is given by the transmission delay circuit 12 to the rate pulses for driving these two commonly connected pulsers 13.
[0041]
A part of the ultrasonic wave radiated into the subject is reflected on a boundary surface between organs in the subject having different acoustic impedances or on a tissue. When this ultrasonic wave is reflected by a moving reflector such as a heart wall or a blood cell, the ultrasonic frequency undergoes a Doppler shift. Further, due to the non-linear characteristics of the subject tissue, these ultrasonic waves newly generate an ultrasonic pulse having a center frequency of 2fo. Therefore, the ultrasonic wave reflected in the subject tissue and returned to the ultrasonic probe 1 includes an ultrasonic pulse (a fundamental wave component) having a center frequency fo at the time of transmission and an ultrasonic pulse (a harmonic component) having a center frequency of 2fo. ) Are mixed.
[0042]
FIG. 4 shows a frequency spectrum of the ultrasonic signal received at this time. FIG. 4A shows a frequency spectrum of an ultrasonic pulse transmitted into the subject, which is distributed around fo. On the other hand, the frequency spectrum of the reflected signal from the subject shown in FIG. 4B is composed of a fundamental component distributed around fo and a harmonic component distributed around 2fo. Generally, the harmonic component is about 20 dB smaller than the fundamental component. Incidentally, the cause of the generation of the harmonic is that the propagation speed of the ultrasonic pulse in the tissue of the subject depends on the sound pressure of the ultrasonic wave. Is known to occur.
[0043]
In addition, by obtaining an ultrasonic image using only these harmonic components, it is possible to suppress a side lobe, which has been a main cause of an artifact that has conventionally occurred on an image, so that a good image can be obtained. As already described, this harmonic component imaging technique has been spotlighted in recent years as harmonic imaging.
[0044]
The received signal from the inside of the subject is received by the same ultrasonic vibrator 28 as at the time of transmission, and is converted from an ultrasonic wave into an electric signal. As for the received signal converted into the electric signal, a received signal of a predetermined band is selected in the BPF 14 of the ultrasonic receiving unit 3, and the selected received signal component is amplified to a predetermined size by the preamplifier 15. The digital signal is converted by the A / D converter 16. Further, the reception signal converted into the digital signal is given a predetermined delay time by the beamformer 29 of the phasing adder 17 based on the control signal from the system control unit 6, and then added and synthesized by the adder 30. You.
[0045]
The configuration and function of the ultrasonic receiving unit 3 will be described in more detail with reference to FIG. In FIG. 2, a reception signal from the ultrasonic probe 1 including four ultrasonic transducers 28-1 to 28-4 is supplied to the ultrasonic receiving unit 3 including an eight-channel receiving circuit. In this case, two receiving circuits are commonly connected to one ultrasonic transducer 28. That is, the reception signal from the transducer 28-1 is supplied to the BPF 14-1-1 and the BPF 14-2-1, and the reception signal from the transducer 28-2 is supplied to the BPF 14-1-2 and the BPF 14-2-2. Supplied to Similarly, the reception signal from the transducer 28-3 is supplied to the BPF 14-3 and the BPF 14-2-3, and the reception signal from the transducer 28-4 is supplied to the BPF 14-1-4 and the BPF 14-2-4. Supplied to
[0046]
In this case, the BPF 14-1-1, the BPF 14-1-2, the BPF 14-1-3, and the BPF 14-1-4 are for extracting the harmonic component of the center frequency 2fo from the received signal components shown in FIG. It is a bandpass filter. On the other hand, the BPF 14-2-1, the BPF 14-2-2, the BPF 14-2-3, and the BPF 14-2-4 are band-pass filters for extracting a fundamental component of the center frequency fo.
[0047]
The harmonic component of the received signal extracted by the BPF 14-1-1 is amplified to a predetermined size by the preamplifier 15-1-1 and then converted to a digital signal by the A / D converter 16-1-1. Is done. At this time, the amplification degree of the preamplifier 15-1-1 is set in advance so that the maximum amplitude of the output signal of the BPF 14-1-1 corresponds to the input dynamic range of the A / D converter 16-1-1. .
[0048]
The A / D-converted reception signal is supplied to an adder 30-1 after a predetermined delay time is given by a beamformer 29-1-1. The beamformer 29-1-1 has a delay time for converging an ultrasonic wave from a predetermined depth to obtain a narrow beam width in reception, and a strong reception directivity in a predetermined direction with respect to the ultrasonic beam. This is a variable delay circuit for giving a delay time to a received signal with a delay, and the delay time is set by control data from the system control unit 6, and the reception directivity is first set in the θ1 direction. (Step S5).
[0049]
On the other hand, the output signal of the BPF 14-2-1 obtained by extracting only the fundamental wave component from the received signal obtained from the same oscillator 28-1 is amplified to a predetermined size by the preamplifier 15-2-1. , Are converted into digital signals by an A / D converter 16-2-1 and further given a predetermined delay time by a beamformer 29-2-1, and then supplied to an adder 30-2. Also in this case, the amplification degree of the preamplifier 15-2-1 is preset so that the maximum amplitude of the output signal of the BPF 14-2-1 corresponds to the input dynamic range of the A / D converter 16-1-1. . As shown in FIG. 4, this fundamental wave component is generally about 20 dB larger than the harmonic component, so that the amplification of the preamplifier 15-2-1 is about 20 dB lower than the amplification of the preamplifier 15-1-1. Note that the delay time given to the received signal in the beamformer 29-2-1 is equal to that in the case of the beamformer 29-1-1.
[0050]
Similarly, received signals from the vibrators 28-2 to 28-4 have BPFs 14-1-2 to 14-1-4 having band-pass characteristics of a center frequency 2fo and band-pass characteristics of a center frequency fo, respectively. BPF14-2-2 to BPF14-2-4 are supplied to two systems, and the outputs of BPF14-1-2 to BPF14-1-4 are output from preamplifiers 15-1-2 to 15-1-4, A / D The signals are sent to the adder 30-1 via the converters 16-1-2 to 16-1-4 and the beamformers 29-1-2 to 29-1-4. On the other hand, the outputs of the BPFs 14-2-2 to 14-2-4 are output from the preamplifiers 15-2-2 to 15-2-4, the A / D converters 16-2-2 to 16-2-4, and the beam former 29. -2-2 to 29-2-4 are sent to the adder 30-2.
[0051]
In the adder 30-1, harmonic components are added and synthesized from the received signals received by the transducers 28-1 to 28-4, and a harmonic received signal having reception directivity in the θ1 direction is formed. On the other hand, the adder 30-2 adds and synthesizes the fundamental wave components to form a fundamental wave reception signal having reception directivity in the θ1 direction (step S6).
[0052]
Several methods can be considered for image formation using the harmonic component and the fundamental component obtained by such a procedure, but in the present embodiment, a B-mode image (a so-called THI image) based on the harmonic component is used. And the display of the color Doppler image by the fundamental wave component will be described below.
[0053]
That is, the harmonic reception signal of the adder 30-1 is sent to the B-mode processing unit 4, and the fundamental wave reception signal of the adder 30-2 is sent to the Doppler mode processing unit 5. The output of the adder 30-1 sent to the B-mode processing unit 4 is subjected to logarithmic conversion and envelope detection in a logarithmic converter 18 and an envelope detector 19, and then the display image memory 25 of the image display unit 8. (Step S7).
[0054]
On the other hand, in the generation of a color Doppler image, in order to obtain the Doppler shift of the ultrasonic reception signal, the system control unit 6 continuously transmits and receives ultrasonic waves in the same direction (θ1) a plurality of times. An FFT (Fast-Fourier-Transform) analysis is performed on the obtained received signal.
[0055]
That is, the ultrasonic wave transmission / reception is performed a plurality of times in the θ1 direction. At this time, the quadrature detection circuit 20 of the Doppler mode processing unit 5 performs quadrature phase detection on the respective fundamental wave reception signals obtained from the adder 30-2. To convert the signal into a complex signal having a real part and an imaginary part, and sequentially store the complex signal in the Doppler signal storage circuit 21. Next, the FFT analyzer 22 obtains the frequency spectrum of the Doppler signal using the plurality of fundamental wave reception signals stored in the Doppler signal storage circuit 21. Further, the arithmetic unit 23 calculates the center (average velocity of blood flow) and the variance (state of turbulence of blood flow) with respect to the frequency spectrum output from the FFT analyzer 22, and the system control unit 6 The result is read and stored together with the THI image data in the storage area corresponding to θ1 of the display image memory 25 (step S8).
[0056]
When the collection and storage of the THI image data and the color Doppler image data in the θ1 direction are completed, the transmission / reception direction of the ultrasonic wave is changed to θ1 + (m−1) Δθ (m = 2 to M) while being sequentially updated by Δθ. Ultrasonic waves are transmitted and received in the same procedure as above by scanning M lines, and the inside of the subject is scanned. At this time, the system control unit 6 collects each of the THI image data and the color Doppler image data while sequentially switching the delay times of the transmission delay circuit 12 and the beamformer 29 in accordance with the ultrasonic transmission / reception direction by the control signal. (Step S9).
[0057]
The system control unit 6 can store the THI image and the color Doppler image in independent image memories in the display image memory 25, and can also combine and store these two types of images. When the generation of one THI image, color Doppler image, or a composite image thereof is completed in the display image memory 25, the system control unit 6 converts the image data selected according to the instruction signal from the input unit 7. The data is read from the display image memory 25 and displayed on the monitor 27 via the display circuit 26 (step S10).
[0058]
Next, S / N improvement of a THI image in the present embodiment will be described with reference to FIG.
[0059]
FIG. 5A shows the S / N of the harmonic component when the received signal is input to the 10-bit A / D converter 16 without passing through the BPF 14-1, and the quantization noise level is A. The noise level is determined by the LSB of the / D converter 16. In this case, as described above, the input dynamic range of 60 dB of the 10-bit A / D converter 16 is almost allotted by a fundamental component that is 20 dB larger than the harmonic component, and the component assigned to the harmonic component is 40 dB.
[0060]
On the other hand, an input dynamic range of 60 dB is allocated to the harmonic component by eliminating the fundamental component using the BPF 14-1 having the band-pass characteristic as shown in FIG. 5B. That is, according to this embodiment, the S / N of the harmonic component can be improved by 20 dB. Incidentally, in the conventional THI image generation, after the received signals of the respective channels are combined in the adder 30, filtering for removing the fundamental wave component has been performed. For this reason, the A / D converter 16 has a problem as shown in FIG. 5A because a received signal in which a fundamental wave and a harmonic are combined is input.
[0061]
Next, a first modification of the present embodiment will be described with reference to FIG. In the first embodiment shown in FIG. 2, the common connection of the signal line for supplying the reception signal from the ultrasonic transducer 28 to the two-channel receiving circuit is performed in the ultrasonic probe 1. According to the method, the configuration of the ultrasonic probe 1 becomes special, and it is necessary to provide the ultrasonic probe 1 for exclusive use.
[0062]
On the other hand, according to this modification, even when the general-purpose ultrasonic probe 1 is connected, the same effect as that of the first embodiment can be obtained. That is, the changeover switch 32 is provided in a stage preceding the BPF 14 of the ultrasonic receiving unit 3, and the input terminal of the BPF 14-1-1 and the input terminal of the BPF 14-2-1 are connected via the changeover switch 32-1. , BPF 14-1-2 and BPF 14-2-2 are also connected via the changeover switch 32-2. Similarly, BPF 14-1-3 and BPF 14-2-3 are connected via a changeover switch 32-3, and BPF14-1-4 and BPF14-2-4 are connected via a changeover switch 32-4.
[0063]
In this case, when the operator connects the ultrasonic probe 1 to the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50 and selects the S / N improvement mode in the input unit 7, the system control unit 6 sends a command for the S / N improvement mode from the input unit 7. Upon receiving the signal, probe ID information is read from the ultrasonic probe 1. Further, the system control unit 6 reads related information such as the ultrasonic frequency of the probe stored in advance in a storage circuit (not shown) in the system control circuit 6 based on the probe ID. The center frequency and band of -1 and 14-2, as well as the amount of attenuation in the stop band, and the like are set. Further, the system control unit 6 sends a control signal to the changeover switch 32, and outputs the BPFs 14-1-1 and 14-2-1, the BPFs 14-1-2 and 14-2-2, and the BPFs 14-1-3 and 14-2. -3, and the input terminals of the BPFs 14-1-4 and 14-2-4 are connected by change-over switches 32-1 to 32-4.
[0064]
As described above, the changeover switches 32-1 to 32-4 are newly installed inside the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50, and the changeover switches 32-1 to 32-4 are set based on the selection command of the S / N improvement mode. By performing the control, a general-purpose probe can be used as the ultrasonic probe 1 connected to the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50. The changeover switch 32 used in this modification may be an electronic switch, but is preferably a mechanical changeover switch such as a relay switch that does not generate noise.
[0065]
In the above modification, the addition result of the outputs of the BPFs 14-2-1 to 14-2-4 is sent to the Doppler mode processing unit 5, and the addition result of the outputs of the BPFs 14-1-1 to 14-1-4 is sent to the BPF 14-1. Although the configuration is such that the output to the mode processing unit 4 is provided, the output of the BPF 14-2-1 to BPF 14-2-4 and the output of the BPF 14-1-1 to BPF 14-1-4 are all added to generate a wideband signal. Then, the signal may be sent to the B-mode processing unit 4 or the Doppler mode processing unit 5 to generate an ultrasonic image. Further, the signal to be sent to the B-mode processing unit 4 and the Doppler mode processing unit 5 may be arbitrarily switched from a signal of a fundamental component, a signal of a harmonic component, and a wideband signal.
[0066]
Next, a second modification of the present embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 7A shows an ultrasonic wave corresponding to a two-dimensional array ultrasonic probe 51 configured by arranging the ultrasonic transducers 2N in the scanning direction (x direction) by 2N and in the slice direction (y direction) by three or two dimensions. This is a case where the present embodiment is applied to the receiving unit 3. However, in this figure, the number of transducers in the scanning direction is set to 4 (N = 2) due to space limitations.
[0067]
The purpose of using the two-dimensional array ultrasonic probe 51 is to improve the beam width in the slice direction and to perform three-dimensional ultrasonic scanning. For the former, Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-526 discloses a method of improving the beam width in the slice direction without increasing the number of channels of the reception circuit by receiving reception signals from transducers arranged in the slice direction in time series. A method is described. On the other hand, for the latter, JP-A-11-222217 discloses a three-dimensional scanning method capable of real-time display by applying a parallel simultaneous reception method and a gate scanning method for extracting a signal from a specific depth. Have been. These publications describe a method of activating a two-dimensional array probe according to each purpose, and a description thereof will be omitted.
[0068]
FIG. 7B shows a case where the ultrasonic probe 1 in which 2N ultrasonic transducers 28 are arranged one-dimensionally in the scanning direction (x direction) is connected to the ultrasonic receiving unit 3. , The number of channels in the slice direction is reduced to 1/3. Therefore, the common connection of the receiving channels in the ultrasonic receiving unit 3 can be up to three channels. Note that the number of transducer channels in the scanning direction of the ultrasonic probe 1 used in this modification need not be equal to or less than １／ of the number of receiving circuit channels. Therefore, in FIG. 7, the description of the ultrasonic receiving unit 3 connected to the ultrasonic transducers 28 arranged in the scanning direction is omitted, and only the slice direction at an arbitrary position is shown.
[0069]
The ultrasonic receiving unit 3 includes a switching SW 32, a BPF 14, a preamplifier 15, an A / D converter 16, and a phasing adder 17, as in the first modification shown in FIG. Hereinafter, in the ultrasonic transducer 28 constituting the two-dimensional array ultrasonic probe 51, the ultrasonic transducers 28-a, 28-b, 28-c arranged in the slice direction, and the ultrasonic reception corresponding thereto. This modification will be described using a circuit as an example.
[0070]
In FIG. 7A, when the two-dimensional array ultrasonic probe 51 is connected to the ultrasonic receiving unit 3, the probe ID is transmitted to the system control unit 6, and the system control unit 6 transmits the two-dimensional array ultrasonic probe. Recognizing that the ultrasonic probe 51 has been connected, the switch SW32-a and the switch SW32 are switched so that the input terminals of the BPFs 14-a and 14-c are connected to the ultrasonic transducers 28-a and 28-c, respectively. -B is controlled. However, in this case, the BPF 14 may have a band-pass characteristic for passing only the fundamental wave, or may be bypassed.
[0071]
Therefore, the reception signals of the ultrasonic transducers 28-a to 28-c are sent to the BPF 14 via the switching SWs 32-a and 32-b or directly to the BPF 14, and further via the preamplifier 15 and the A / D converter 16. And sent to the phasing adder 17. The phasing adder 17 not only performs phasing addition of the received signals from the ultrasonic transducers 28-a to 32-c arranged in the slice direction, but also performs the phasing addition of these ultrasonic transducers 28-a to 28-c. Similarly to c, the phasing addition is also performed on the reception signals from the other ultrasonic transducers 28 arranged in the scanning direction, and the output is sent to the B-mode processing unit 4 or the Doppler mode processing unit 5.
[0072]
On the other hand, as shown in FIG. 7B, when the one-dimensionally arranged ultrasonic probe 1 is connected to the ultrasonic receiving unit 3, the probe ID is automatically sent to the system control unit 6. Further, a command signal of the S / N improvement mode is sent from the input unit 7 to the system control unit 6. The system control unit 6 receives the information and controls the switching SWs 32-a and 32-b so that the input terminals of the BPFs 14-a and 14-c are connected to the input terminals of the BPF 14-b. Further, a band-pass characteristic for extracting a harmonic component is set for the BPF 14-a and the BPF 14-c, and a band-pass characteristic for extracting a fundamental wave is set for the BPF 32-b.
[0073]
Accordingly, the received signal from the ultrasonic transducer 28 is directly sent to the BPF 14-b, and also sent to the BPFs 14-a and 14-c via the switching switches 32-32 and 32-b. Is sent to a phasing adder 17 via a preamplifier 15 and an A / D converter 16. At this time, the phasing adder 17 is separated into two, and the harmonic component of the received signal is sent to the phasing adder 17-a, and the fundamental wave component is sent to the phasing adder 17-b. In the phasing adders 17-a and 17-b, phasing addition similar to that of the first embodiment is performed on the reception signals from the other ultrasonic transducers 28 arranged in the scanning direction. The output is sent to the B mode processing unit 4 or the Doppler mode processing unit 5.
[0074]
According to this modification, the S / N ratio can be reduced even in the THI when the ultrasonic probe 1 having the normal one-dimensionally arranged ultrasonic transducers is connected to the device corresponding to the two-dimensional array ultrasonic probe 51. Significant improvements can be made. Further, as shown in FIG. 7B, when the received signals of the same ultrasonic transducer 28 are added by the phasing adder 17-a after passing through the P-channel (P = 2) receiving circuit. , The signal component after addition becomes P times, while the noise component generated from the receiving circuit is generally P times. ^1/2 Therefore, further S / N improvement is possible.
[0075]
In FIG. 7B, the BPFs 14-a and 14-c are used as harmonic component extraction filters. However, the positions and numbers of the filters are not limited. It suffices if each filter is included.
[0076]
(Second embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In this embodiment, a case will be described in which the present invention is applied to a frequency compounding method for reducing speckle noise displayed on an ultrasonic image. In a normal ultrasonic image, it is known that a granular pattern generated by random interference of ultrasonic waves, that is, a speckle pattern is generated and hinders interpretation of an ultrasonic image. There is a frequency compound method as a method of eliminating the frequency compound.
[0077]
This method collects a plurality of ultrasonic images of the same part at different ultrasonic frequencies and adds and averages these images to generate a display image. Conventionally, a fundamental wave component of an ultrasonic reception signal from the inside of a subject is decomposed by a filter into, for example, a plurality of bands having center frequencies fo1, fo2, and fo3, and three images generated by these band components are used. Is known. However, this method has a problem that the resolution of the image is degraded because the band of the signal for generating each image is reduced to about 1/3.
[0078]
On the other hand, if the frequency compound method is performed using the fundamental wave component of the center frequency fo1 and the harmonic component of the center frequency fo2 shown in FIG. 4, the above problem can be solved. However, also in this case, improvement of the S / N of the ultrasonic image generated by the harmonic component becomes a problem.
[0079]
FIG. 8 is a diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment. This embodiment is different from the first embodiment in FIG. Only the changes have been made. That is, the B-mode processing unit 4 includes two-channel logarithmic converters 18-1 and 18-2 and envelope detectors 19-1 and 19-2. Further, an adder 34 for adding the signals from the two-channel B-mode processing unit 4 is newly provided.
[0080]
Hereinafter, an image generation procedure according to the present embodiment will be described. The operator connects the ultrasonic probe 1 having the above-described configuration to the ultrasonic diagnostic apparatus main body 50, and selects an imaging mode (hereinafter, referred to as a speckle reduction mode) for executing the present embodiment in the input unit 7. The system control unit 6 receives a command signal in the speckle reduction mode from the input unit 7 and reads probe ID information from the ultrasonic probe 1. Next, the system control unit 6 reads related information such as the ultrasonic frequency of the probe stored in advance in a storage circuit (not shown) in the system control circuit 6 based on the probe ID, and based on this information. The filter characteristics of the BPFs 14-1 and 14-2 are set.
[0081]
That is, the center frequency of the BPF 14-1 is set to 2fo, and the center frequency of the BPF 14-2 is set to fo. When the setting of the speckle reduction mode is completed, a scanning start command signal from the operator is transmitted from the input unit 7 to the system control unit 6, and transmission and reception of ultrasonic waves are started.
[0082]
Upon transmission of the ultrasonic wave, the rate pulse generator 11 supplies a rate pulse for determining a repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject to the transmission delay circuit 12 according to a control signal from the system control unit 6. The transmission delay circuit 12 gives a delay time for converging the ultrasonic wave in the transmission and a delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction (θ1) to the rate pulse, and supplies the rate pulse to the pulser 13 I do.
[0083]
The pulser 13 drives the ultrasonic transducer 28 by the driving pulse, and emits an ultrasonic pulse having a center frequency fo into the subject. Also in the present embodiment, the two pulsar output lines are configured to be commonly connected to the ultrasonic probe 1, and the ultrasonic transducer is used by using only one of the two pulsars 13. 28 is performed. That is, as shown in FIG. 2, the pulsars 13-1 to 13-4 to be used for driving the transducers are selected by the control signal of the system control unit 6, and the ultrasonic pulses are generated by the driving pulses of these pulsars 13-1 to 13-4. The vibrators 28-1 to 28-4 are driven to emit ultrasonic waves into the subject.
[0084]
A part of the ultrasonic wave radiated into the subject is reflected by the tissue, and when the ultrasonic wave is reflected by a moving reflector such as a heart wall or a blood cell, the ultrasonic frequency has a Doppler shift. receive. Further, as for these ultrasonic waves, ultrasonic waves having a center frequency of 2fo are newly generated due to the non-linear characteristics of the subject tissue. Therefore, the ultrasonic wave returning to the ultrasonic probe 1 is a mixture of a fundamental component having a center frequency fo and a harmonic component having a center frequency of 2fo.
[0085]
The reception signal as described above is received by the ultrasonic transducer 28, and after the reception signal of a predetermined band is selected by the BPF 14 of the ultrasonic reception unit 3, the reception signal is amplified by the preamplifier 15 and the A / A The signal is converted into a digital signal by the D converter 16. Further, the reception signal converted into the digital signal is given a predetermined delay time by the beamformer 29 of the phasing adder 17 based on the control signal from the system control unit 6, and is added and synthesized by the adder 30.
[0086]
In FIG. 2 showing the configuration of the ultrasonic receiving unit 3 in more detail, a reception signal from the ultrasonic probe 1 composed of four ultrasonic transducers 28-1 to 28-4 is received by an 8-channel reception circuit. When supplied to the configured ultrasonic receiving unit 3, two receiving circuits are commonly connected to one ultrasonic transducer 28. That is, the reception signal from the transducer 28-1 is supplied to the BPF 14-1-1 and the BPF 14-2-1, and the reception signal from the transducer 28-2 is supplied to the BPF 14-1-2 and the BPF 14-2-2. Supplied to Similarly, the reception signal from the transducer 28-3 is supplied to the BPF 14-3 and the BPF 14-2-3, and the reception signal from the transducer 28-4 is supplied to the BPF 14-1-4 and the BPF 14-2-4. Supplied to
[0087]
In this case, the BPFs 14-1-1 to 14-1-4 are band-pass filters for extracting harmonic components of the center frequency 2fo, and the BPFs 14-2-1 to 14-2-4 are for the center frequencies fo. Is a band-pass filter for extracting the fundamental wave component of. The harmonic component of the received signal extracted by the BPF 14-1-1 is amplified to a predetermined size by the preamplifier 15-1-1 and then converted to a digital signal by the A / D converter 16-1-1. Is done. At this time, the amplification degree of the preamplifier 15-1-1 is set in advance so that the maximum amplitude of the output signal of the BPF 14-1-1 corresponds to the input dynamic range of the A / D converter 16-1-1.
[0088]
The A / D-converted received signal is supplied to an adder 30-1 after a predetermined delay time is given by a beamformer 29. The beamformer 29 receives a delay time for converging an ultrasonic wave from a predetermined depth to obtain a narrow beam width in reception, and a strong reception directivity in a predetermined direction with respect to the ultrasonic beam. This is a variable delay circuit that gives a delay time to the received signal for setting the delay time. The delay time is set by control data from the system control unit 6, and the reception directivity is first set in the θ1 direction.
[0089]
On the other hand, the output signal of the BPF 14-2-1 obtained by extracting only the fundamental wave component from the received signal obtained from the same oscillator 28-1 is amplified to a predetermined size by the preamplifier 15-2-1. , Are converted into digital signals by an A / D converter 16-2-1 and further given a predetermined delay time by a beamformer 29-2-1, and then supplied to an adder 30-2. Also in this case, the amplification degree of the preamplifier 15-2-1 is preset so that the maximum amplitude of the output signal of the BPF 14-2-1 corresponds to the input dynamic range of the A / D converter 16-1-1. .
[0090]
Similarly, the reception signals from the vibrators 28-2 to 28-4 have the BPFs 14-1-2 to 14-1-4 having the band-pass characteristics of the center frequency 2fo and the band-pass characteristics of the center frequency fo, respectively. BPF14-2-2 to BPF14-2-4, and outputs of the BPF14-1-2 to BPF14-1-4 are supplied to a preamplifier 15-1, an A / D converter 16-1, and a beamformer. It is sent to the adder 30-1 via 29-1. On the other hand, the outputs of the BPFs 14-2-2 to 14-2-4 are sent to the adder 30-2 via the preamplifier 15-2, the A / D converter 16-2, and the beamformer 29-2.
[0091]
In the adder 30-1, harmonic components are added and synthesized from the received signals received by the oscillators 28-1 to 28-4, and a harmonic received signal having reception directivity in the θ1 direction is generated. On the other hand, the adder 30-2 adds and combines the fundamental wave components to generate a fundamental wave reception signal having reception directivity in the θ1 direction.
[0092]
The harmonic reception signal of the adder 30-1 is sent to the logarithmic converter 18-1, and the fundamental wave reception signal of the adder 30-2 is sent to the logarithmic converter 18-2. Is also sent. Outputs of the adders 30-1 and 30-2 sent to the B-mode processing unit 4 are subjected to logarithmic conversion by the logarithmic converters 18-1 and 18-2 and the envelope detectors 19-1 and 19-2. After the envelope detection, the adder 34 adds and synthesizes the result, and the result is temporarily stored in the display image memory 25 of the image display unit 8 as a compound image.
[0093]
On the other hand, the adder 30-2 is sent to the Doppler mode processing unit 5 to generate a color Doppler image, and the result is temporarily stored in the display image memory 25. The description is omitted because it is the same as the embodiment.
[0094]
When the collection and storage of the compound image data and the color Doppler image data in the θ1 direction are completed, the transmission / reception direction of the ultrasonic wave is changed to θ1 + (M−1) Δθ (m = 2 to M) while sequentially updating the Δθ by Δθ. By scanning M lines, ultrasonic waves are transmitted and received in the same procedure as described above to scan the inside of the subject. At this time, the system control unit 6 collects each of the compound image data and the color Doppler image data while sequentially switching the delay times of the transmission delay circuit 12 and the beamformer 29 in accordance with the ultrasonic transmission / reception direction by the control signal. I do.
[0095]
The system control unit 6 can store the compound image and the color Doppler image in independent image memories in the display image memory 25, and can also combine and store these two types of images. When the generation of one compound image, color Doppler image, or a composite image of these has been completed in the display image memory 25, the system control unit 6 outputs predetermined image data based on an instruction signal from the input unit 7. It is read from the display image memory 25 and displayed on the monitor 27 via the display circuit 26.
[0096]
As described above, according to the present embodiment, in the frequency compound image using the fundamental wave component and the harmonic component, the S / N of the image generated from the high frequency component is remarkably improved. The S / N balance between the image generated from the component and the image generated from the harmonic component is obtained, and a good compound image can be displayed.
[0097]
As described above, the embodiments of the present invention have been described. However, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and can be modified and implemented. For example, in the first and second embodiments, it is assumed that the A / D converter 16 is provided in the ultrasonic receiving unit 3 and the input dynamic range of the A / D converter 16 is Although the method of making the waveform amplitudes of the received waves of the harmonic component and the fundamental wave component correspond (match) has been described above, the present invention is not limited to this. For example, even in an analog ultrasonic receiving unit in which the A / D converter 16 does not exist, the preamplifier 15 itself has a finite dynamic range, and the same problem occurs. Note that the noise level in this case is determined by noise generated from the preamplifier 15 itself.
[0098]
Further, in the description of the above embodiment, the tissue harmonic imaging (THI) using the harmonic component has been described. However, the display of the Doppler signal generated from the harmonic component or the image of the Doppler signal (for example, the color Doppler image) ) And other signal forms. Further, a band-pass filter (BPF) is used as a harmonic component and fundamental wave component extracting means provided in the ultrasonic receiving unit. A high-pass filter (HPF) for extracting harmonic components and a band-pass filter for extracting fundamental wave components are used. A low pass filter (LPF) may be used.
[0099]
Insertion of the filter for extracting the fundamental wave component is desirable because it can limit the band of the quantization noise of the A / D converter or the thermal noise of the preamplifier or the like as well as the removal of the harmonic component, but all are small components. Therefore, it may be removed. Although the second harmonic component has been described as an example of the harmonic component, the harmonic component is not limited thereto, and may be a third or higher harmonic component.
[0100]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to generate and display an ultrasonic image having a good S / N from harmonic components contained in a received signal without complicating the configuration of the device.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an entire ultrasonic system according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration of an ultrasonic receiving unit according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a flowchart of an image data collection procedure according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a received wave spectrum according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a view showing a mechanism of S / N improvement in the first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a first modification of the first embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a second modification of the first embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram illustrating a configuration of an entire ultrasonic system according to a second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Ultrasonic probe
2 Ultrasonic transmitter
3 Ultrasonic receiver
4 B-mode processing unit
5 Doppler mode processing unit
6 System control unit
7 Input section
8 Image display section
13 Pulsa
14 BPF (Band Pass Filter)
15 Preamplifier
16 A / D converter
17 phasing adder
28 Ultrasonic transducer
29 Beamformer
30 adder
31 Connector

Claims

An ultrasonic probe including an ultrasonic vibrator for transmitting and receiving ultrasonic waves, an ultrasonic transmitting unit for driving the ultrasonic vibrator and transmitting an ultrasonic pulse having a first center frequency,
A plurality of reception channels having harmonic component extraction means for extracting a reception signal having a frequency substantially an integral multiple of the first center frequency from an ultrasonic signal received by the ultrasonic vibrator. First ultrasonic receiving means provided;
A second ultrasonic receiving unit including a plurality of reception channels for receiving a reception signal having a frequency component substantially equal to the first center frequency from an ultrasonic signal received by the ultrasonic transducer;
First image data generation means for generating image data for a reception signal obtained by the first reception means;
Second image data generation means for generating image data for a reception signal obtained by the second reception means;
Display means for displaying at least one of first image data generated by the first image generation means and second image data generated by the second image generation means,
An ultrasonic transducer, wherein one or more ultrasonic transducers of the ultrasonic probe are connected in parallel to a predetermined receiving channel of the first ultrasonic receiving means and a predetermined receiving channel of the second ultrasonic receiving means. Ultrasound diagnostic device.

The first image data generating unit generates image data for displaying a B-mode image, and the second image data generating unit generates image data for displaying a color Doppler image. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein

An ultrasonic probe incorporating a plurality of ultrasonic transducers,
Ultrasonic transmitting means for driving the ultrasonic transducer to transmit an ultrasonic pulse having a first center frequency;
A plurality of reception channels having harmonic component extraction means for extracting a reception signal having a frequency substantially an integral multiple of the first center frequency from an ultrasonic signal received by the ultrasonic vibrator. A first ultrasonic receiving means provided;
A second ultrasonic receiving unit including a plurality of receiving channels for receiving an ultrasonic signal having a frequency component substantially equal to the first center frequency from an ultrasonic signal received by the ultrasonic transducer;
First image data generation means for generating image data for a reception signal obtained by the first reception means;
Second image data generation means for generating image data for a reception signal obtained by the second reception means;
Combining means for adding and combining first image data generated by the first image generating means and second image data generated by the second image generating means; Display means for displaying third image data, wherein one or more ultrasonic transducers of the ultrasonic probe are connected to a predetermined reception channel of the first ultrasonic reception means and a predetermined reception channel of the second ultrasonic reception means. An ultrasonic diagnostic apparatus connected in parallel with a receiving channel.

4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein the first image data generating unit and the second image data generating unit generate image data for displaying a B-mode image.

4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the harmonic component extracting means has a filter function of reducing the first frequency component and extracting a second frequency component.

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the harmonic component extracting means is a band-pass filter that extracts a received signal having the second center frequency.

The first ultrasonic receiving means includes a changeover switch at an input stage thereof, and receives a signal from one or more ultrasonic transducers of the ultrasonic probe through the changeover switch to the first ultrasonic wave. 4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a predetermined receiving channel of the receiving unit and a predetermined receiving channel of the second ultrasonic receiving unit are supplied in parallel.

Performs phasing addition processing on ultrasonic signals obtained from a plurality of ultrasonic transducers to generate an ultrasonic reception signal corresponding to a predetermined scanning line, and generates an ultrasonic image based on the ultrasonic reception signal. In an ultrasonic diagnostic apparatus that
A first and a second reception channel for processing an ultrasonic signal from one ultrasonic transducer are provided at a stage preceding the addition processing in the phasing addition processing,
The first receiving channel includes a converter that converts an ultrasonic signal from the ultrasonic transducer into a digital signal, and the second receiving channel processes an ultrasonic signal from the ultrasonic transducer. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a filter; and a converter for converting an output of the filter into a digital signal.