專利名稱：超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及利用了生物體或者來自超聲波造影劑的非線性信號的超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法。
背景技術(shù)：
超聲波診斷裝置可以用超聲波脈沖反射法從體表無創(chuàng)傷地得到生物體內(nèi)的軟組織斷層像(non-invasive)，與X射線診斷裝置、X射線CT裝置、MRI診斷裝置、核醫(yī)學(xué)診斷裝置等其他診斷裝置相比體積小并且便宜，可以實時顯示，沒有X射線等的被輻射安全性高，具有可以顯示血流圖像的優(yōu)點(diǎn)。從這種方便性的觀點(diǎn)出發(fā)，當(dāng)前被廣泛應(yīng)用于心臟、腹部、泌尿器，和婦產(chǎn)科等領(lǐng)域。
在該超聲波圖像診斷裝置中存在各種攝像法。作為其代表性方法之一，有被稱為對比回波法的攝像方法。該對比回波法通過向被檢測體的血管內(nèi)投放由微小氣泡等組成的超聲波造影劑來增強(qiáng)超聲波散射回波。
另外，近年來開發(fā)了可以經(jīng)靜脈投放的超聲波造影劑，并開發(fā)了適宜該造影劑的攝像方法。例如，有濾波法(根據(jù)對每一掃描線發(fā)送的1次脈沖視頻化的方法)(例如參照美國專利第5,678,553號說明書)；多普勒法(根據(jù)對每一掃描線發(fā)送的2次以上(包含2次)的同相位脈沖視頻化的方法)，相位轉(zhuǎn)換法(根據(jù)對一條掃描線發(fā)送的相位反轉(zhuǎn)的2個脈沖視頻化的方法)(例如參照美國專利第5,632,277號說明書)，相位轉(zhuǎn)換多普勒法(根據(jù)對每一掃描線發(fā)送的相位不同的3個以上(包含3個)的脈沖視頻化的方法)(例如參照美國專利第6,095,980號說明書)等。
當(dāng)用上述各方法實施對比回波法時，以往是發(fā)送把MI(Mechanical Index)值(以基準(zhǔn)音壓1Mpa標(biāo)準(zhǔn)化最大峰值負(fù)音壓的值)設(shè)置在0.5以上(包含0.5)的中音壓或者高音壓的超聲波。這是因為使造影劑(氣泡)有某種程度崩潰有助于染影的緣故。例如，在一般廣泛使用的Schering公司的造影劑Levovist中，如果不發(fā)送把MI值設(shè)置在0.8以上(包含0.8)的高音壓的超聲波，則有不適宜染影情況。
這樣由高音壓產(chǎn)生的超聲波發(fā)送，和由此產(chǎn)生的氣泡的崩潰對視頻化有許多影響。例如，當(dāng)高音壓的超聲波在組織中傳播時，產(chǎn)生高諧波成分。但是，上述濾波法、相位轉(zhuǎn)換法不能分離來自該組織的高諧波成分(以下，稱為THI(Tissue Harmonic Imaging)成分)，和來自氣泡的高諧波成分。因而，當(dāng)用濾波法，或者相位轉(zhuǎn)換法進(jìn)行基于氣泡的顯示時，難以看到對比，從染影圖像中區(qū)別顯示血流和實際染影困難。
另外，氣泡崩潰例如當(dāng)對一條掃描線發(fā)送二次以上(包含二次)的超聲波時，會產(chǎn)生寬頻帶的多普勒信號。該寬頻帶的多普勒信號被稱為疑似多普勒信號，因為通過加入抑止動作緩慢的信號的高通濾波器，可以抑止基波的組織和THI成分，所以可以應(yīng)用于視頻化。
但是，基于疑似多普勒信號的彩色多普勒圖像呈現(xiàn)由多個折返點(diǎn)構(gòu)成的細(xì)血管和實質(zhì)內(nèi)染影像，不是顯示了正確的血流速度的圖像。這是因為疑似多普勒信號和來自通常血流的多普勒信號不同，不顯示正確的血流方向的緣故。因而，在對比回波法中，并不使用在表現(xiàn)血流速度方面良好的彩色多普勒顯示，而幾乎都使用功率多普勒顯示。
因而，為了解決這些問題提出了使用即使MI值在0.1以下(包含0.1)也染影的超聲波造影劑，可以實現(xiàn)適宜的彩色多普勒顯示的系統(tǒng)(例如參照日本專利特開2003-102726號公報)。在該系統(tǒng)中，在MI值低抑止了THI成分發(fā)生的狀態(tài)中，抽出來自造影劑的高諧波信號，計算來自造影劑的功率信號、速度信號。從在該功率信號、速度信號上加上了基波的B模式信息的3個信號中，造影前只比例顯示(Gray Scale)B模式信息，如果用造影劑染影血管內(nèi)的血流，則根據(jù)方向可以用紅或者蘭顯示，如果染影組織內(nèi)血流則用綠顯示。
但是，在該方式中，從使用MI值在0.1以下(包含0.1)這一非常弱的超聲波這一點(diǎn)，和因為利用二次高諧波信號所以使頻率依賴衰減的影響受到大的影響這一點(diǎn)看，存在S/N不足滲透性差的問題。
但是，用相位轉(zhuǎn)換法、相位轉(zhuǎn)換多普勒法得到的信號原理上成為偶次高諧波。因此，使用濾波法和相位轉(zhuǎn)換法、相位轉(zhuǎn)換多普勒法可以在不伴隨氣泡崩潰的條件下利用的非線性信號實際上是二次高諧波信號。當(dāng)考慮在二次高諧波信號以外利用的高諧波時，在濾波法中原則上還可以得到三次高諧波。但是，存在需要非常寬的寬頻帶的傳感器，和受到大的頻率依賴衰減的問題，和滲透性改善這一目的不相符。
但是，在一般利用二次高諧波的方法中靈敏度下降。作為其解決對策，例如提出了利用基波區(qū)域的非線性信號的方法。作為可以利用基波區(qū)域的非線性信號的方法，有改變振幅發(fā)送2次信號脈沖增益補(bǔ)正接收信號取得差的方法(例如，參照美國專利第5,577,505號說明書)。進(jìn)而還提出了改變振幅和相位雙方的方法(例如，參照美國專利第6,063,033號說明書)。另外，還提出了使用利用了線性調(diào)頻脈沖信號的脈沖壓縮技術(shù)，可以高靈敏度地得到二次高諧波的方法(例如，參照美國專利第6,213,947號說明書)。
針對在利用以往的二次高諧波時從靈敏度下降，在使用利用基波區(qū)域的非線性信號的方法、改變振幅和相位雙方的方法、利用線性調(diào)頻脈沖信號的脈沖壓縮技術(shù)，可以高靈敏度地得到二次高諧波的方法等的解決對策中，停留在視頻化B模式那樣的振幅信息。因而，在對比回波法中，不能從基波區(qū)域的非線性信號中正確地取得血液等的速度信息。
而且，并不局限于對比回波法，而是希望以高靈敏度和高滲透性來得到來自生物體內(nèi)部的非線性信號。

發(fā)明內(nèi)容
鑒于上述現(xiàn)有技術(shù)的狀況，本發(fā)明目的在于提供一種能以高靈敏度和高滲透性得到來自生物體內(nèi)的非線性信號的超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法。
另外，本發(fā)明的另一目的在于提供一種在用低MI值來進(jìn)行超聲波發(fā)送的對比回波法中，可以使高分辨率和高滲透性兩者都得以提高的超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法。
為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷裝置包括超聲波發(fā)送單元，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體；超聲波接收單元，接收由上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波；抽出單元，抽出從同一掃描線上的上述各超聲波回波中調(diào)制上述超聲波的上述振幅得到的第1非線性信號，和調(diào)制上述超聲波的上述相位得到的第2非線性信號；濾波單元，至少通過2個不同中心頻率和帶寬的組合，對上述第1非線性信號和上述第2非線性信號，或者對實施了規(guī)定處理的上述第1非線性信號和實施了上述規(guī)定處理的上述第2非線性信號實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一項處理；加算處理，對于從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述第1非線性信號和上述第2非線性信號中得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
另外，為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷裝置包括把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體的超聲波發(fā)送單元；接收由上述超聲波發(fā)送產(chǎn)生的各超聲波回波的超聲波接收單元，其構(gòu)成是，上述超聲波發(fā)送單元在從同一掃描線上共同的上述各超聲波回波中調(diào)制上述超聲波的振幅得到的第1非線性信號、調(diào)制上述超聲波的相位得到的第2非線性信號和調(diào)制振幅及上述相位得到的第3非線性信號中，根據(jù)至少得到2個信號的發(fā)送脈沖的順序發(fā)送上述超聲波。
另外，為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷裝置包括超聲波發(fā)送單元，使振幅和相位變化來把超聲波發(fā)送到被檢測體；超聲波接收單元，接收由上述超聲波的發(fā)送產(chǎn)生的各超聲波回波；抽出單元，通過調(diào)制上述超聲波的上述振幅和上述相位抽出從上述各超聲波回波得到的非線性信號；濾波單元，對于上述非線性信號和實施了規(guī)定處理的上述非線性信號中的任意一方，用至少2個不同的中心頻率和帶寬實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一方；加算單元，對于從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述非線性信號中得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
另外，為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷方法，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體，接收由上述超聲波的發(fā)送產(chǎn)生的各超聲波回波，從同一掃描線上的上述各超聲波回波中抽出調(diào)制上述超聲波的上述振幅得到的第1非線性信號和調(diào)制上述超聲波的上述相位得到的第2非線性信號，通過至少2個不同中心頻率和帶寬的組合，對上述第1非線性信號和上述第2非線性信號，或者對實施了規(guī)定處理的上述第1非線性信號和實施了上述規(guī)定處理的上述第2非線性信號實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中之一的處理，對于從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一項處理的上述第1非線性信號和從上述第2非線性信號得到的信號，根據(jù)上述被檢測體的深度實施加權(quán)計算。
另外，為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷方法，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體，接收由上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波，從同一掃描線上的共用的上述各超聲波回波中，在調(diào)制上述超聲波的振幅得到的第1非線性信號、調(diào)制上述超聲波的相位得到的第2非線性信號和調(diào)制上述振幅及上述相位得到的第3非線性信號中，根據(jù)至少可以得到2個信號的發(fā)送脈沖序列發(fā)送上述超聲波。
另外，為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的超聲波診斷方法，改變振幅和相位把超聲波發(fā)送到被檢測體，接收由上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波，通過調(diào)制上述超聲波的上述振幅和上述相位，抽出從上述各超聲波回波得到的非線性信號，對上述非線性信號和實施了規(guī)定處理的上述非線性信號中的任意一方，至少用2個不同的中心頻率和帶寬實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一方，對于從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述非線性信號得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
在這樣的本發(fā)明的超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法中，能以高靈敏度和高滲透性得到來自生物體內(nèi)部的非線性信號。
另外，在用低MI值進(jìn)行超聲波發(fā)送的對比回波法中，可以使高分辨率和高滲透性兩方面都得以提高。


圖1是表示本發(fā)明的超聲波診斷裝置的實施方式的方框圖。
圖2是表示圖1所示的超聲波診斷裝置的接收電路的方框圖。
圖3是表示圖1所示的超聲波診斷裝置的圖像合成電路的方框圖。
圖4是用于說明用圖1所示的超聲波診斷裝置實現(xiàn)的超聲波圖像收集·合成·顯示的一連串處理的流程圖。
圖5是表示用圖1所示的超聲波診斷裝置同時進(jìn)行振幅調(diào)制和相位調(diào)制發(fā)送接收超聲波，用B模式處理系統(tǒng)生成B模式信號時的處理順序的圖。
圖6是說明通過用圖1所示的超聲波診斷裝置控制超聲波傳感器使用的通道數(shù)，調(diào)制發(fā)送超聲波的振幅的方法的圖。
圖7是表示用控制圖6所示的超聲波傳感器使用的通道數(shù)的方法發(fā)送超聲波時的發(fā)送脈沖序列一例的圖。
圖8是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用AM和PM得到的來自組織的非線性信號的光譜。
圖9是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用AM和PM得到的來自超聲波造影劑的非線性信號的光譜。
圖10是表示同時用圖1所示的超聲波診斷裝置進(jìn)行振幅調(diào)制和相位調(diào)制，發(fā)送接收超聲波，用彩色多普勒處理系統(tǒng)生成功率信號值和速度信號值時的處理順序的圖。
圖11是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置中，在確定在象素值中使用B模式信號值B，或者使用功率信號值P和速度信號值V時參照的函數(shù)表一例的圖。
圖12是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置中，在圖像合成處理中使用的彩色圖一例的圖。
圖13是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置中，在圖像合成處理中使用的彩色圖一例的圖。
圖14是用于說明觀察者可以在顯示監(jiān)視器上觀察到的合成圖像(肝臟的例子)的圖。
圖15是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用各種調(diào)制得到的來自組織的非線性信號的光譜。
圖16是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用各種調(diào)制得到的來自超聲波造影劑的非線性信號的光譜。
圖17是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用相位和振幅雙方的調(diào)制(AMPM)得到的來自組織的非線性信號的光譜。
圖18是在圖1所示的超聲波診斷裝置中，用相位和振幅雙方的調(diào)制(AMPM)得到的來自超聲波造影劑的非線性信號的光譜。
具體實施例方式
參照

本發(fā)明的超聲波診斷裝置和超聲波診斷方法的實施方式。
圖1是表示本發(fā)明的超聲波診斷裝置的實施方式的方框圖，圖2是圖1所示的超聲波診斷裝置10的接收電路17的方框圖，圖3是圖1所示的超聲波診斷裝置10的圖像合成電路27的方框圖。
超聲波診斷裝置10包括超聲波傳感器13；發(fā)送電路15；接收電路17；B模式處理系統(tǒng)19；彩色多普勒處理系統(tǒng)21；B模式處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器23；彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25；圖像合成電路27；控制電路31；顯示監(jiān)視器33；操作單元35。
超聲波傳感器13具有壓電陶瓷等的音響/電氣可逆性變換元件的壓電振子。并列裝配在傳感器13的前端的多個壓電振子具有根據(jù)從發(fā)送電路15施加的壓電脈沖產(chǎn)生超聲波的功能，另一方面具有接收超聲波回波變換為電氣信號的功能。
發(fā)送電路15具有脈沖發(fā)生器、發(fā)送延遲電路、脈沖發(fā)生器，與傳感器13連接。發(fā)送電路15的脈沖發(fā)生器例如具有以5kHz的脈沖重復(fù)頻率fr Hz(周期1/fr秒)振幅調(diào)制(AMAmplitude Modulation)、相位調(diào)制(PMPhase Modulation)發(fā)送脈沖，或者以AM和PM發(fā)送脈沖重復(fù)產(chǎn)生的功能。該發(fā)送脈沖按照通道數(shù)分配，被送到發(fā)送延遲電路。發(fā)送延遲電路具有把將超聲波聚焦成束狀并且把確定發(fā)送指向性所需要的延遲時間給予各發(fā)送脈沖的功能。而且，把來自未圖示的觸發(fā)信號發(fā)生器的觸發(fā)作為時間信號提供給發(fā)送延遲電路。脈沖發(fā)生器在從發(fā)送延遲電路接收到發(fā)送脈沖的時刻，在傳感器13上對每一通道施加電壓脈沖。由此可以把超聲波束發(fā)送到被檢測體P。
接收電路17的構(gòu)成如圖2所示是串連連接前置放大器17a、A/D變換器17b、定相加法器17c、行存儲器17d、行間運(yùn)算電路17e、相位檢波電路17f、回波濾波器17g，具有從超聲波傳感器13接收超聲波回波生成基帶信號，給予后段的B模式處理系統(tǒng)19和彩色多普勒處理系統(tǒng)21的功能。即，用超聲波傳感器13、發(fā)送電路15，把作為超聲波發(fā)送單元的功能配備在超聲波診斷裝置10中，用超聲波傳感器13、接收電路17把作為超聲波接收單元的功能配備在超聲波診斷裝置10中。
接收電路17的前置放大器17a具有對每一通道放大經(jīng)由傳感器13取入接收電路17的回波信號并給予A/D變換器17b的功能。
A/D變換器17b具有數(shù)字變換從前置放大器17a接收到的回波信號給予定相加法電路17c的功能。
定相加法電路17c具有對于從A/D變換器17b接收到的作為數(shù)字信號的回波信號，進(jìn)行定相加法處理生成RF信號的功能。即，在定相加法電路17c中，把確定接收指向性所需要的延遲時間給予回波信號加算。通過該加算(加法運(yùn)算)，生成強(qiáng)調(diào)了與來自回波信號的接收指向性相應(yīng)方向的反射成分的回波信號(RF信號)。通過該接收指向性和發(fā)送指向性確定超聲波發(fā)送接收的總的指向性(即“掃描線”)。
行存儲器17d具有通過經(jīng)過多次的超聲波的發(fā)送接收，暫時存儲在定相加法電路17c中生成的RF信號的功能。
行間運(yùn)算電路17e具有從行存儲器17d中讀入從同一掃描線得到的多個RF信號，通過乘法運(yùn)算所需要的接收濾波系數(shù)生成非線性信號的功能。即，因為被發(fā)送到被檢測體P的超聲波被AM、PM或者AM和PM，所以如果增益補(bǔ)正RF信號，則從來自同一掃描線上的多個共同的各超聲波回波中可以生成采用AM、PM或者AM和PM的非線性信號。
然后，通過根據(jù)所需要的發(fā)送脈沖序列的超聲波的發(fā)送接收功能和采用行間運(yùn)算電路17e的非線性信號的生成功能，把作為從多個共用的各超聲波回波抽出多個非線性信號的抽出單元的功能配備在超聲波診斷裝置10中。作為非線性信號的抽出方法(信號抽出方法)，可以列舉采用AM、PM、AM和PM的非線性信號的抽出方法。然后，通過采用發(fā)送脈沖序列的設(shè)定和行間運(yùn)算電路17e中的處理，可以用至少2個不同的信號抽出方法從多個共用的各超聲波回波中抽出非線性信號。
相位檢波電路17f具有從行間運(yùn)算電路17e接收采用AM或者PM的非線性信號，對采用AM的非線性信號大致用發(fā)送超聲波的中心頻率，對于采用PM的非線性信號大致用發(fā)送超聲波的中心頻率的2倍的頻率，分別混頻變換為基帶信號(I信號和Q信號)的功能。此時，混頻的頻率與被檢測體P的深度相應(yīng)地，即與從超聲波傳感器13的超聲波發(fā)送接收波面到目的地點(diǎn)的距離相應(yīng)地變化。
回波濾波器17g是帶通濾波器，具有對于在相位檢波電路17f中生成的基帶信號，使用使AM和PM各自對應(yīng)獨(dú)立設(shè)定的濾波系數(shù)執(zhí)行濾波處理的功能。而且，把作為用回波濾波器17g對作為非線性信號的基帶信號實施濾波處理的濾波單元的功能配備在超聲波診斷裝置10中。濾波處理后的基帶信號被給予B模式處理系統(tǒng)19或者彩色多普勒處理系統(tǒng)21。
而且，代替針對基帶信號的濾波處理，對相位檢波前的RF信號也可以實施和濾波處理等價的處理。
另一方面，如圖1所示，B模式處理系統(tǒng)19具有檢波電路19a、LOG壓縮電路19b、行間合成電路19c。檢波電路19a檢波從接收電路17輸出的基帶信號，具有求構(gòu)成B模式像的每條掃描線的B模式信號的功能。LOG壓縮電路19b具有對B模式信號采用對數(shù)變換實施壓縮處理的功能。
另外，行間合成電路19c具有與在超聲波的被檢測體P內(nèi)的深度相應(yīng)加權(quán)加算由AM和PM生成的2個B模式信號的功能。此時，在被檢測體P的深度淺的部分上增加由PM生成的B模式信號的權(quán)重，在被檢測體P的深度深的部分上增大由AM生成的B模式信號的權(quán)重。即，用行間合成電路19c，把作為與被檢測體P的深度相應(yīng)地加權(quán)加算非線性信號的加算單元的功能配備在超聲波診斷裝置10的B模式處理系統(tǒng)19中。
彩色多普勒處理系統(tǒng)21具有CTB(Corner Turning Buffer)21a、壁濾波器(wall filter)21b、速度·色散·功率推定電路21c。
CTB21a是暫時存儲從接收電路17輸入的基帶信號的時間系列數(shù)據(jù)串的裝置。被存儲在CTB21a中的基帶信號的數(shù)據(jù)串以規(guī)定的順序輸出到壁濾波器21b。
壁濾波器21b具有從基波成分和高頻成分的基帶信號中分離在血流圖像等的彩色圖像生成中不需要的噪聲成分的功能。
速度·色散·功率推定電路21c根據(jù)相位不同的多個回波信號計算個信號間的相關(guān)，是計算平均頻率的電路。用該速度·色散·功率推定電路21c計算在彩色多普勒中的血流速度·色散·功率推定等。速度·色散·功率推定電路21c具有根據(jù)被抽出的基波成分和高次諧波成分的基帶信號，推定構(gòu)成功率像的每條掃描線的功率信號、構(gòu)成速度像的每條掃描線的速度信號的功能。
此時，速度·色散·功率推定電路21c對用各信號抽出方法得到的非線性信號推定功率信號和速度信號，進(jìn)而根據(jù)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度加權(quán)加算推定出的功率信號和速度信號。因此，用行間合成電路19c把作為與被檢測體P的深度相應(yīng)加權(quán)加算非線性信號的加算單元的功能配備在超聲波診斷裝置10的彩色多普勒處理系統(tǒng)21中。
B模式處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器23、彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25具有把從B模式處理系統(tǒng)19，或者彩色多普勒處理系統(tǒng)21輸入的B模式信號、功率信號、速度信號等的超聲波掃描的掃描線信號串，變換為基于空間信息的正交坐標(biāo)系的數(shù)據(jù)的功能。
圖像合成電路27具有在從坐標(biāo)變換存儲器23、25輸入的各個象素的每個的B模式信號值B、功率信號值P、速度信號值V中，確定把哪個信號值作為顯示圖像的象素值采用，根據(jù)已確定的信號值的大小分配規(guī)定的顏色和亮度的功能。然后，把作為用該圖像合成電路27在從B模式信號值中生成的B模式圖像中合成從速度信號值生成的速度顯示圖像和從功率信號值生成的功率顯示圖像一方或者雙方的圖像合成單元的功能配備在超聲波診斷裝置10中。
圖像合成電路27如圖3所示具有TFD存儲器(Tissue/FlowDecision memory組織/血流確定存儲器)27a、多路調(diào)制器27b、彩色圖像存儲器27c。
TFD存儲器27a具有輸入各象素的B模式信號值B、功率信號值P、速度信號值V，根據(jù)規(guī)定的函數(shù)表確定把B、P的哪個作為顯示圖像的象素值使用的功能，和把已取得的每個象素的使用信號值信息作為使用信號值信息，輸出到多路調(diào)制器27b的功能。
多路調(diào)制器27b具有根據(jù)用TFD存儲器27a確定的，每個象素的使用信號值信息，作為在每個象素中把B模式信號值B、功率信號值P、速度信號值V之一有選擇地對后段的裝置輸出的開關(guān)的功能。
彩色圖像存儲器27c具有作為存儲分配給每個信號值的彩色圖像的存儲器的功能，和通過與從多路調(diào)制器27b輸入的每個象素的信號值相應(yīng)地分配規(guī)定的顏色和亮度，生成由B模式信號、功率信號、速度信號構(gòu)成的合成圖像，輸出到顯示監(jiān)視器的功能。
另一方面，在圖1中，控制電路31具有作為系統(tǒng)全體的控制中樞，進(jìn)行與本超聲波診斷裝置的動作有關(guān)的控制的功能。
顯示監(jiān)視器33是由CRT等組成的監(jiān)視器，具有根據(jù)已輸入的視頻信號顯示表示被檢測體組織形狀的斷層像的功能。在該顯示監(jiān)視器33中，顯示由用圖像合成電路27生成的B模式信號、功率信號、速度信號組成的合成圖像。
操作單元35與裝置主體22連接，設(shè)置用于把來自操作系統(tǒng)的各種指示·命令·信息取入裝置主體22的，為了進(jìn)行關(guān)心區(qū)域(ROI)的設(shè)定等的輸入裝置(鼠標(biāo)和跟蹤球，模式切換開關(guān)，鍵盤等)。
另外，在被檢測體P的附近設(shè)置造影劑注入裝置34。然后，用造影注入裝置34向被檢測體P注入造影劑，可以進(jìn)行利用造影劑的超聲波圖像的攝像。
以下，說明用超聲波診斷裝置10實現(xiàn)的超聲波圖像收集·合成·顯示的一連串處理。通過該一連串的處理，使用造影劑，可以正確地顯示表示血流方向的血流圖像，另外，可以顯示能夠分別明確區(qū)別血流、實質(zhì)染影、未染影的組織的超聲波圖像。
圖4是用于說明用圖1所示的超聲波診斷裝置10實現(xiàn)的超聲波圖像收集·合成·顯示的一連串處理的流程圖，在圖中S上標(biāo)注了數(shù)字的符號表示流程圖的各步驟。
首先，在步驟S1中，超聲波造影劑被預(yù)先注入被檢測體P。作為超聲波造影劑，即使被發(fā)送到被檢測體P的超聲波的MI(Mechanical Index機(jī)械性指標(biāo))值是0.1左右的低音壓，也可以使用以比較大的強(qiáng)度得到包含在該反射波(反射回波)中的非線性信號的造影劑，換句話說，可以使用可以接收足夠診斷被檢測體P的非線性信號的造影劑。具體地說，可以使用Bracco公司的SonoVue等的造影劑。
本發(fā)明人發(fā)現(xiàn)例如當(dāng)在MI是0.1左右的低音壓下使用這樣的造影劑的情況下有以下的優(yōu)點(diǎn)。第1，因為氣泡的崩潰少，所以和用高的MI值發(fā)送的情況相比時，可以減少不能正確表示血流方向的疑似多普勒信號的發(fā)生。對于一條掃描線發(fā)送二次以上(包含2次)的超聲波時的氣泡的崩潰是由疑似多普勒信號引起。
第2，如果MI是0.1左右的低音壓，則可以僅僅抑止來自組織的諧波成分(THI成分)。這是因為雖然THI成分因基于在傳播中的超聲波的波形失真的非線性產(chǎn)生，但如果是低音壓，則在傳播中的超聲波的波形失真少的緣故。
以下，在步驟S2中，在可以同時進(jìn)行振幅調(diào)制(AM)和相位調(diào)制(PM)那樣的規(guī)定的發(fā)送脈沖序列中，多次在被檢測體P上照射超聲波。即，從發(fā)送電路15向同一掃描線以規(guī)定的時間間隔(PRFRulse Repetition frequency脈沖重復(fù)頻率)向超聲波傳感器13給予脈沖信號，從超聲波傳感器13向被檢測體P例如持續(xù)3次發(fā)送超聲波脈沖。
在此，如果把各超聲波脈沖的發(fā)送電壓(振幅)的比率設(shè)置為a0、a1、a2，把相位有180°不同的結(jié)果以正負(fù)符號按照發(fā)送順序作為數(shù)列表示發(fā)送脈沖序列，則例如從發(fā)送電路15以中心頻率f0按照[a0，a1，a2]＝[-0.5，-1，1]這一發(fā)送脈沖序列進(jìn)行3次發(fā)送。
即，對一條掃描線發(fā)送這樣的超聲波脈沖，即，第1次把比率設(shè)置為0.5的電壓(例如MI＝0.05的電壓)，第2次和第3次把比率設(shè)置為1的電壓(例如MI＝0.1的電壓)，使第1次和第2次的相位相同，第3次的相位相對第1次和第2次的相位相差180°。
圖5表示用圖1所示的超聲波診斷裝置10同時進(jìn)行振幅調(diào)制和相位調(diào)制發(fā)送接收超聲波，用B模式處理系統(tǒng)19生成B模式信號B時的處理順序的圖。在圖5中表示從發(fā)送電路15給予超聲波傳感器13的發(fā)送脈沖序列PS。
一連串的脈沖僅是驅(qū)動電壓不同，此外的條件相同。而且，發(fā)送頻率設(shè)置在考慮到在生物體中的頻率依賴衰減的傳感器頻帶內(nèi)取得最敏感的頻率。因而，這種情況下，發(fā)送電路15需要至少可以用2個不同電壓發(fā)送超聲波脈沖。
而且，可以是這樣的構(gòu)成，即，在超聲波的發(fā)送中不僅通過電壓控制調(diào)制發(fā)送超聲波的振幅，而且把在各超聲波發(fā)送中施加的電壓設(shè)置為一定，通過控制超聲波傳感器13使用的通道數(shù)，控制發(fā)送的超聲波的振幅。例如，當(dāng)用把振動元件排列成一維狀的超聲波傳感器13進(jìn)行[-0.5，-1，1]的發(fā)送時，把在-0.5的發(fā)送中使用的通道數(shù)的比設(shè)置為在1的發(fā)送中使用的數(shù)的一半。
即，也可以代替[-0.5，-1，1]的3次發(fā)送，進(jìn)行[a0，a1，a2，a3]＝[-0.5偶，-0.5奇，-1全，1全]的4次發(fā)送。但是，[]內(nèi)的偶表示只驅(qū)動發(fā)送開口內(nèi)的超聲波振子的第偶數(shù)個元件(通道)，[]內(nèi)的奇表示只驅(qū)動發(fā)送開口內(nèi)的超聲波振子的第奇數(shù)個的元件。另外，[]內(nèi)的全表示驅(qū)動發(fā)送開口內(nèi)的全部的超聲波振子。
圖6是說明通過用圖1所示的超聲波診斷裝置10控制超聲波傳感器13使用的通道數(shù)，改變發(fā)送超聲波的振幅的方法的圖，圖7是表示用控制圖6所示的超聲波傳感器13使用的通道數(shù)的方法發(fā)送超聲波時的發(fā)送脈沖序列一例的圖。
通過圖6所示的通道控制，可以以同樣的驅(qū)動電壓，發(fā)生由如圖7所示那樣的發(fā)送脈沖序列PS’產(chǎn)生的音壓0.5和1的比率的發(fā)送脈沖。而且，在電壓控制下，在施加電壓和作為其輸出的發(fā)送超聲波之間，有時因為電子電路的非線性不能確保線性，但如果這樣采用通道數(shù)控制，可以實現(xiàn)高線性的控制。
而且，在超聲波傳感器13中驅(qū)動的通道的選擇方法是任意的，但如果分為偶數(shù)元件和奇數(shù)元件分別驅(qū)動，則可以抑止柵瓣電平(Grating Lobe Level)的增加。
以下，在步驟S3中，來自被檢測體P的回波信號由超聲波傳感器13接收被給予接收電路17?；夭ㄐ盘栐谇爸梅糯笃?7a中對每個通道放大，在A/D變換器17b中被數(shù)字變換后，給予定相加法電路17c。然后，在定相加法電路17c中，通過對回波信號實施定相加算處理確定超聲波發(fā)送接收的指向性生成RF信號。
然后，通過連續(xù)數(shù)次的各回次超聲波的發(fā)送接收，把生成的RF信號分別被暫時存儲在行存儲器17d中。
以下，在步驟S4中，RF信號從行存儲器17d中被讀入到行間運(yùn)算電路17e，通過乘以規(guī)定的接收濾波系數(shù)生成非線性信號。即，因為被發(fā)送到被檢測體P的超聲波被AM或者PM，所以通過增益補(bǔ)正生成由AM和PM產(chǎn)生的非線性信號。然后，這些非線性信號被用于視頻化。
如圖5所示當(dāng)發(fā)送脈沖序列是[-0.5，-1，1]時，如果在RF信號上把[2，-1，0]這一加權(quán)系數(shù)作為接收濾波系數(shù)進(jìn)行乘法運(yùn)算，則可以得到采用AM的非線性信號。另外，如果乘法運(yùn)算
這一接收濾波系數(shù)，則可以得到采用PM的非線性信號。
另外，發(fā)送脈沖序列是[-0.5偶，-0.5奇，-1全，1全]，當(dāng)通過控制通道數(shù)控制發(fā)送的超聲波振幅時，如果在RF信號上乘以[1，1，-1，0]這一接收濾波系數(shù)，則開口合成音壓0.5的2個RF信號得到采用AM的非線性信號。另外，如果乘以
這一接收濾波系數(shù)，則可以得到采用PM的非線性信號。這種情況下，柵瓣和使用全元件的情況相同。
圖8是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中由AM和PM得到的來自組織的非線性信號的波譜，圖9是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，由AM和PM得到的來自超聲波造影劑的非線性信號的波譜。
在圖8、圖9中，單點(diǎn)劃線D1表示用AM得到的非線性信號，實線D2表示用PM得到的非線性信號。
如圖8、圖9所示，用PM得到的非線性信號2次高次諧波頻帶為主，用AM得到的非線性信號無論在基波頻帶還是在2次高次諧波頻帶中都可以得到。
在此，討論使用這樣得到的AM和PM產(chǎn)生的非線性信號視頻化時的優(yōu)劣。利用以往進(jìn)行的AM視頻化基波頻帶的非線性信號的方法與利用2次高次諧波頻帶的非線性信號的情況相比，雖然在滲透性方面優(yōu)異，但在分解能方面比利用2次高次諧波頻帶的非線性信號的情況還差。而且，即使在AM上加上PM時，也僅是在視頻化基波頻帶中，分解能與使用2次高次諧波頻帶的情況相比差。
即，在視頻化基波頻帶的非線性信號時，可以說兼顧分解能和滲透性雙方困難。
在用AM或者在AM上加上PM的方法視頻化基波頻帶的非線性信號時，與利用2次高次諧波的非線性信號視頻化的情況下的圖像相比，作為分解能降低的主要原因可以考慮如下。因為如果超聲波脈沖的音壓變化則氣泡的共振頻率變化，所以在來自音壓不同的發(fā)送脈沖的接收回波中產(chǎn)生相位差。即，在包含AM的非線性視頻法中，因該相位差在基波頻帶上產(chǎn)生信號。因此，因為原信號是基波自身，所以分解能和基波相同。與此相反當(dāng)視頻化2次高次諧波頻帶時，因為與基波頻帶相比和中心頻率高同時頻帶也寬，所以可以提高分解能。
另外，對于滲透性，如果只單純考慮頻帶依賴衰減，則在利用2次高次諧波頻帶時，與和利用基波頻帶相比因為還以低頻發(fā)送超聲波，所以與假設(shè)利用基波頻帶的非線性信號的一方好的原因沒有關(guān)系，但作為一般認(rèn)為利用基波頻帶的非線性信號的一方好的理由之一，可以列舉在基波頻帶中THI的發(fā)生少這一點(diǎn)。
即，當(dāng)把基波頻帶的非線性信號用作視頻化時，與把2次高次諧波頻帶的非線性信號用于視頻化的情況下相比，即使增大超聲波的發(fā)送音壓，THI的影響也小。換句話說，如果把基波頻帶的非線性信號用于視頻化，則因為可以增大超聲波的發(fā)送音壓，所以可以提高滲透性。
另外，作為一般認(rèn)為利用基波頻帶的非線性信號一方好的另一原因，可以列舉如果發(fā)送音壓不同的脈沖則產(chǎn)生相位差，該相位差因為可以從基波信號中檢測出，所以可以高靈敏度地檢測這一點(diǎn)。
從這樣的觀點(diǎn)出發(fā)可以說，當(dāng)被檢測體P的深度深，進(jìn)一步要求提高滲透性時，把基波頻帶的非線性信號用于視頻化適宜，反之當(dāng)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺，要求進(jìn)一步高的分解力時，在把二次高次諧波的非線性信號用于視頻方面適宜。而且，所謂基波頻帶的非線性信號指在超聲波的發(fā)送頻帶中存在的接收反射回波的非線性信號。具體地說，還包含二次高次諧波的一部分和三次失真成分。
因而，把在PM中得到的2次高次諧波的非線性信號和在AM中得到的基波頻帶的非線性信號的雙方用于視頻化。因此，AM或者PM產(chǎn)生的非線性信號被給予相位檢波電路17f，如抽出在PM中得到的2次高次諧波頻帶的非線性形信號和在AM中得到的基波頻帶的非線性信號雙方那樣，在以所需要的頻率混頻后，用回波濾波器17g進(jìn)行濾波處理。
即，如圖8、圖9所示那樣由AM產(chǎn)生的非線性信號無論在基波頻帶還是在2次高次諧波頻帶上都可以得到信號，但因為大致在發(fā)送信號超聲波的中心頻率f0被混頻并被變換為基帶信號，另一方面由PM產(chǎn)生的非線性信號主要是2次高次諧波頻帶，所以大致以發(fā)送超聲波的中心頻率f0的2倍的頻率2f0混頻變換為基帶信號。此時，混頻的頻率與在超聲波的被檢測體P內(nèi)的深度相應(yīng)地變化。
這樣生成的由AM產(chǎn)生的非線性信號和由PM產(chǎn)生的非線性信號相比，具有分辨率雖差但深部靈敏度高這一性質(zhì)，另一方面由PM產(chǎn)生的非線性信號和由AM產(chǎn)生的非線性信號相比具有分辨率雖高但深部靈敏度低這一性質(zhì)。
以下，回波濾波器17g對基于在相位檢測電路17f中生成的AM和PM的各基帶信號，使用與AM和PM各自對應(yīng)獨(dú)立設(shè)置的圖8、圖9的虛線所示的濾波系數(shù)F1、F2執(zhí)行濾波處理。由回波濾波器17g進(jìn)行濾波處理時的濾波系數(shù)F1、F2也如以往進(jìn)行的那樣，根據(jù)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度進(jìn)行微調(diào)整。
而且，如圖9所示當(dāng)非線性信號的有效范圍是寬頻帶時，設(shè)定成可以抽出比濾波系數(shù)F1、F2還寬的非線性信號。
然后，由濾波系數(shù)F1、F2進(jìn)行的濾波處理后被抽出的2個AM和PM產(chǎn)生的基帶信號被給予B模式處理系統(tǒng)19和彩色多普勒處理系統(tǒng)21。
以下，在步驟S5中，在B模式處理系統(tǒng)19中，從AM和PM產(chǎn)生的2個基帶信號中，求分別獨(dú)立構(gòu)成B模式像的每條掃描線的B模式信號值BA、BP。即，如圖5所示在檢波電路19a中，分別檢波從接收電路17輸出的由AM和PM產(chǎn)生的基帶信號，求B模式信號值BA、BP，在LOG壓縮電路19b中采用對數(shù)變換實施壓縮處理。而且，壓縮處理后的B模式信號值BA、BP被給予行間合成電路19c。
以下，在步驟S6中，在行間合成電路19c中，由AM和PM生成的2個B模式信號值BA、BP與超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度相應(yīng)地進(jìn)行加權(quán)加算，使得在超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺的部分中，由PM生成的B模式信號值BP的權(quán)重大，在超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度深的部分中，由AM生成的B模式信號值BA的權(quán)重大。
其結(jié)果，如圖5所示根據(jù)B模式信號值BA、BP生成與被檢測體P的深度相應(yīng)的分辨率和滲透性的B模式信號值B。即，不取決于在超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺的情況或者深的情況，可以得到高靈敏度的B模式信號值B。而且，從超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺的部分可以在高分解能下得到B模式信號值B。
然后，B模式信號值B被給予B模式處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器23，在被變換為基于空間信息的正交坐標(biāo)系的數(shù)據(jù)后，被給予圖像合成電路27。而且，當(dāng)只顯示B模式圖像時，把變換為正交坐標(biāo)系的B模式信號值B給予顯示監(jiān)視器33顯示。
另一方面，還可以顯示彩色多普勒圖像、功率多普勒圖像、混頻B模式圖像和速度像的圖像、混頻B模式圖像和功率多普勒像的圖像。這種情況下，首先在從圖4的步驟S1到步驟S4中，和求B模式信號值B的情況一樣，生成由AM和PM產(chǎn)生的非線性信號。
圖10是表示用圖1所示的超聲波診斷裝置10同時進(jìn)行振幅調(diào)制和相位調(diào)制并發(fā)送接收超聲波，用彩色多普勒系統(tǒng)21生成功率信號值P和速度信號值V時的處理順序的圖。如圖10所示，和求圖5所示的B模式信號值B的情況一樣，在生成功率信號值P和速度信號值V時，也是把發(fā)送脈沖序列作為[-0.5，-1，1]，把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[2，-1，0]和
，可以得到由AM和PM產(chǎn)生的非線性信號。
然后，根據(jù)已生成的非線性信號在彩色多普勒處理系統(tǒng)21中，生成功率信號值P和速度信號值V，使用它們生成功率多普勒像和速度像。
首先，在步驟S7中，根據(jù)由AM、PM產(chǎn)生的基波成分和高次諧波成分的各基帶信號，求分別構(gòu)成功率像的每一掃描線的功率信號值PA、PP、構(gòu)成速度像的每條掃描線的速度信號值VA、VP。
即，預(yù)先用由AM和PM產(chǎn)生的基波頻帶和2次高次諧波頻帶的2個基帶信號構(gòu)成的時間系列的數(shù)據(jù)列從接收電路17輸出，暫時存儲在彩色多普勒處理系統(tǒng)21的CTB21a中。被存儲著的基帶信號的數(shù)據(jù)串按照規(guī)定的順序被輸出到壁濾波器21b。然后，在壁濾波器21b中，從基波成分和高次諧波成分的基帶信號中分離噪聲成分，給予速度·色散·功率推定電路21c。
而且，代替在RF信號上乘以接收濾波系數(shù)，在壁濾波器21b中，也可以在基帶信號上乘以接收濾波系數(shù)。
速度·色散·功率推定電路21c如圖10所示，根據(jù)由AM、PM產(chǎn)生的基波成分和高次諧波成分的各基帶信號，分別推定構(gòu)成功率像的每條掃描線的功率信號值PA、PP，和構(gòu)成速度像的每條掃描線的速度信號值VA、VP。
以下，在步驟S8中，在速度·色散·功率推定電路21c中，用AM和PM生成的基波成分和高次諧波成分的功率信號值PA、PP和速度信號值VA、VP根據(jù)深度對每個時間系列數(shù)據(jù)加算權(quán)重。即，如圖10所示，由AM和PM生成的基波成分和高次諧波成分的2個功率信號值PA、PP根據(jù)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度加算權(quán)重，使得在超聲波在被檢測體P內(nèi)中的深度淺的部分中由PM生成的功率信號值PP的權(quán)重大，在超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度深的部分中由AM生成的功率信號值PA的權(quán)重大。用該加算權(quán)重得到功率信號值P。
另外，對于速度信號也執(zhí)行和功率信號值PA、PP一樣的加算權(quán)重，用2個速度信號值VA、VP的權(quán)重加算得到速度信號值V。
以下，用這樣的權(quán)重計算得到的功率信號值P和速度信號值V在根據(jù)需要進(jìn)行對數(shù)壓縮后，被給予彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25。而后在彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25中，功率信號值P和速度信號值V在被變換為基于空間信息的正交坐標(biāo)系的數(shù)據(jù)后，被給予圖像合成電路27。
而且，對速度信號的對數(shù)壓縮處理并不是一般的處理，對數(shù)壓縮因為折返速度高，或者因為低流速識別低速的血流氣泡和組織內(nèi)，所以是重要的。
而且，通過把功率信號值P和速度信號值V給予圖像合成電路27，合成B模式圖像和速度像或者B模式圖像和功率多普勒像。
首先在步驟S9中，在圖像合成電路27中，根據(jù)每個象素的B模式信號值B和功率信號值P，確定在每個象素值中使用B模式信號值B，或者使用功率信號值P和速度信號值V。該確定根據(jù)預(yù)先設(shè)定的函數(shù)表定性地執(zhí)行。
圖11是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，在確定是在象素值中使用B模式信號值B，或者是使用功率信號值P和速度信號值V的時參照的函數(shù)表的一例的圖。
在圖11中縱軸表示B模式信號值B，橫軸表示功率信號值P。
在圖11所示的函數(shù)表中，當(dāng)規(guī)定的象素P相當(dāng)小(功率信號值P＜第1閾值Th1＝時，把B模式信號值B作為該象素的象素值使用。這樣優(yōu)先顯示B模式信號值B是因為當(dāng)功率信號值P＜Th1時，功率信號值P多是噪聲的緣故。另一方面，當(dāng)功率信號值P≥≥第1閾值Th1時，因為功率信號值P反映血流信息，所以優(yōu)先顯示功率信號值P和與之對應(yīng)的速度信號值V。
而且，設(shè)定在函數(shù)表中的閾值如果與B模式值B和功率信號值P的值比較可以選擇其一，則不必須是固定值。例如，圖11所示的函數(shù)表由3個一次函數(shù)定義。
這樣確定的每個象素的使用信號值信息被輸出到圖3所示的多路調(diào)制器27b。多電路調(diào)制器27b根據(jù)已輸入的信息，對每個象素有選擇地把B模式信號值B，或者功率信號值P和速度信號值V輸出到彩色圖像存儲器27c。
以下，在步驟S10中，用彩色圖像存儲器27c進(jìn)行對每個象素的上色。每個象素的上色例如如以下那樣執(zhí)行。即，對于使用B模式信號值B的象素，進(jìn)行Red＝Creen＝Blue＝B的值(0～255)這一灰色標(biāo)度的上色。
圖12是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，在圖像合成處理中使用的彩色圖像一例的圖。
另一方面，如圖12所示，對于使用功率信號值P和速度信號值V的象素，由功率信號值P和速度信號值V的值分為4個區(qū)域，進(jìn)行用該象素的速度信號值V和功率信號值P的大小變化的上色。以下，用式(1-1)，式(1-2)，式(1-3)，式(1-4)表示取得功率信號值P＝0～255，速度信號值V＝-128～127的范圍的上色一例。
區(qū)域A(在P＞320-2×|V|并且V≥0的情況下)紅系列上色Red＝min(1.12×P，255)Green＝Blue＝0.98×P...(1-1)區(qū)域B(在P＞320-2×|V|并且V＜0的情況下)蘭系列上色Blue＝min(1.12×P，255)Red＝Blue＝0.98×P...(1-2)區(qū)域C(在P＜320-2×|V|并且V≥0的情況下)紅系列～綠系列的上色R1＝min(1.12×P，255)G1＝B1＝0.98×PR2＝B2＝0.9×PG2＝min(P×1.25，255)a＝|V|/(160-P/2)Red＝a×R1+(1-a)×R2Green＝a×G1+(1-a)×G2
Blue＝a×B1+(1-a)×B2...(1-3)區(qū)域D(在P＜320-2×|V|并且V＜0的情況下)蘭系列～綠系列的上色B1＝min(1.12×P，255)R1＝G1＝0.98×PR2＝B2＝0.9×PG2＝min(P×1.25，255)a＝|V|/(160-P/2)Red＝a×R1+(1-a)×R2Green＝a×G1+(1-a)×G2Blue＝a×B1+(1-a)×B2...(1-4)圖13是表示在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，在圖像合成處理中使用的彩色圖像一例的圖。
通過進(jìn)行這樣的上色，被檢測體P的各生物體信息分配如下那樣的顏色和亮度，在圖13所示的形態(tài)下顯示。即，(1)如動脈那樣流過血流速度快的氣泡根據(jù)方向為紅系列或者蘭系列上色，(2)流過靜脈的慢速血流的氣泡為綠色的上色。(3)組織內(nèi)的氣泡因為流速慢并且功率小，所以為暗綠色的上色。(4)未被染色的組織是灰色標(biāo)度(灰色)的上色。
因為這4種上色(即，紅，蘭，綠，灰)連續(xù)變化，所以分界平滑，最終觀察者可以考慮血管的染影時相和連續(xù)性確定。
另外，當(dāng)基波的雜亂回波還沒有完全消失時，處于乃奎斯特流速附近快的流速。因為在LPF下受到很大壓抑，所以功率小。這樣在乃奎斯特流速附近的小功率的值時，通過用接近灰色標(biāo)度的灰度顯示，可以一邊進(jìn)行功率顯示，一邊作為由B模式產(chǎn)生的組織像顯示讓觀察者觀察。
以下，在步驟S11中，在圖像合成電路27中合成B、P、V各信號的合成像被顯示在顯示監(jiān)視器33上。這樣觀察者可以觀察該合成圖像。
從以上所述的步驟S1到步驟S11的一連串處理在診斷時可以實時逐個變更。由此，觀察者可以在顯示監(jiān)視器33上例如以如下的形態(tài)實時觀察超聲波圖像。
圖14是用于說明觀察者可以在顯示監(jiān)視器33上觀察的合成圖像(肝臟的例子)的圖。
首先，如圖14(a)所示，因為由于造影劑投放前沒有造影效果，因而信號值P非常小，所以作為各象素的象素值使用信號值B，只顯示B模式像。
圖14(b)表示從造影劑投放開始例如經(jīng)過5至10秒鐘，主要是大血管用紅或者蘭上色染影的超聲波圖像。(同一圖中右上和右下斜線區(qū)域表示被染影的血流，如果根據(jù)上述顏色分配，則同一圖中右上斜線區(qū)域被上色為紅色，右下斜線區(qū)域被上色為藍(lán)色。以下一樣)。
圖14(c)表示從造影劑投放開始例如經(jīng)過10至30秒鐘，造影劑流入毛細(xì)血管，組織(實質(zhì))整體被染影的超聲波圖像(同一圖中表示點(diǎn)區(qū)域被染影的實質(zhì)。如果根據(jù)上述顏色的分配，則該區(qū)域被上色為綠色。以下一樣)。而且，橫隔膜等的沒有造影劑流入的部分用B模式像顯示。
圖14(d)表示從造影劑投放到例如經(jīng)過30至300秒鐘左右，血流造影劑逐漸消失的超聲波圖像。
圖14(e)是表示從造影劑投放到例如經(jīng)過5分鐘以上(例如包含5分鐘)，脾臟和肝臟等造影劑容易殘留的實質(zhì)被染影的超聲波圖像。
如果采用以上那樣構(gòu)成的超聲波診斷裝置10，則可以得到以下的效果。
如果采用超聲波診斷裝置10，則可以提供滲透性和空間分解能好的超聲波診斷裝置10。即，在超聲波診斷裝置10中，通過發(fā)送超聲波的振幅調(diào)制(AM)和相位調(diào)制(PM)取得基波區(qū)域和2次高次諧波頻帶雙方的非線性信號，根據(jù)被檢測體P的深度加權(quán)加算從雙方的非線性信號中分別得到的B模式信號BA、BP，功率信號PA、PP，速度信號VA、VP，得到最終的B模式信號B、功率信號P、速度信號V。
因而，當(dāng)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度深，進(jìn)一步要求滲透性提高時，除了把有利于滲透性提高的基波頻帶的非線性信號用于視頻化外，另一方面當(dāng)超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺，進(jìn)一步要求高的分辨率時，可以把有利于高分辨率的2次高次諧波的非線性信號用于視頻化。其結(jié)果，不依賴于超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺的情況或者深度深的情況，可以高靈敏度地生成圖像。而且，從超聲波在被檢測體P內(nèi)的深度淺的部分中，可以生成高分辨率的圖像。
另外，在本超聲波診斷裝置10中，在對比回波法中，在血流信息有效的部位上，有選擇地根據(jù)功率信號、血流信號生成超聲波圖像。因而，可以顯示正確表示血流方向的血流圖像。另外，對于實質(zhì)(組織)，因為用信號值的強(qiáng)度進(jìn)行顏色分配，所以可以顯示能夠分別明確區(qū)分血流、實質(zhì)染影、未染影的組織的超聲波圖像。即，例如造影前只把B模式信息作為灰色標(biāo)度，可以以高滲透性和高分解能得到如果用造影劑染影血管內(nèi)的血流，則根據(jù)方向用紅或者蘭表示，如果染影組織內(nèi)血管則用綠表示的圖像。
另外，如果采用超聲波診斷裝置10，則在對比回波法中，可以用B模式信號、功率信號、速度信號的合成圖像視頻化經(jīng)過時間的氣泡的變化。因而，可以顯示分別可以明確區(qū)分血流、實質(zhì)染影、未染影的組織的超聲波圖像。
另外，如果采用超聲波診斷裝置10，則可以用非線性信號正確推定流速值。即，在本超聲波診斷裝置10中，使用如Bracco公司的超聲波造影劑SonoVue那樣，即使MI低也可以染影的造影劑，照射MI值在0.05和0.1的2種超聲波脈沖，接收其反射波。此時，如上所述使振幅和相位雙方變化，抽出包含在得到的基波頻帶和2次高次諧波雙方中的非線性信號，利用與被檢測體P的深度相應(yīng)加權(quán)加算它得到的結(jié)果進(jìn)行速度推定。
在本發(fā)明的實驗中，從由超聲波診斷裝置10抽出的非線性信號中，得到與在沒有造影劑時MI值是1.0的情況下得到的來自線性信號的速度的推定值相當(dāng)接近的值。其結(jié)果，在對比回波法中，可以顯示正確地表示血流方向的血流圖像。
而且，例如當(dāng)使用Schering公司的超聲波造影劑Levovist時，在高M(jìn)I下如果不使脈沖崩潰則不染影，因此，即使用同樣的手法或者不同的手法，也不能正確地求得流速值。
以下，說明發(fā)送脈沖序列和接收濾波系數(shù)的變形例子。發(fā)送脈沖序列和接收濾波系數(shù)可以作為上述的值以外的各種值設(shè)定。
例如，如果把發(fā)送脈沖序列設(shè)置成
、把AM用的接收濾波系數(shù)設(shè)置為
，把PM用的接收濾波系數(shù)設(shè)置為[2，2，0]，則可以把PM用的發(fā)送音壓設(shè)置為小到0.5。在PM中，因為2次高次諧波可以利用在視頻化中，所以如果音壓增大則來自組織的THI增大，在使用了超聲波造影劑的對比回波中，該THI成為障礙。因此，如果可以減小PM用的發(fā)送音壓則有效。另一方面，在AM中，因為可以把基波頻帶的非線性信號利用在視頻化中，所以THI的發(fā)生少，即使音壓大到某種程度也可以只抽出來自造影劑的信號。
另外，例如，通過控制通道數(shù)控制發(fā)送的超聲波的振幅，把發(fā)送脈沖序列設(shè)置為[-0.5偶，-0.5奇，0.5偶，0.5奇，-1全]的5次發(fā)送，如果把AM用的接收濾波系數(shù)設(shè)置為
，把PM用的接收濾波系數(shù)設(shè)置為[1，1，1，1，0]，則和減小上述PM的發(fā)送音壓的發(fā)送脈沖序列是
，AM用的接收濾波系數(shù)是
，PM用的接收濾波系數(shù)是[2，2，0]的情況相同。
而且，例如，把發(fā)送脈沖序列設(shè)置為[-0.5，1，-1，0.5]進(jìn)行4次超聲波發(fā)送，也可以把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[-2，0，1，0]，[2，0，0，2]，
，
，[2，1，0，0]，[1，0.5，-0.5，-1]的6種。
這種情況下，如果把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[-2，0，1，0]，則可以得到采用AM的非線性信號。另外，如果把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[2，0，0，2]，
，則可以分別得到采用PM的非線性信號，前者可以作為減小了發(fā)送音壓的PM(L)產(chǎn)生的非線性信號，后者可以作為未減小發(fā)送音壓的PM(H)產(chǎn)生的非線性信號。
另外，如果把接收濾波系數(shù)設(shè)置為
，[2，1，0，0]，[1，0.5，-0.5，-1]，則可以得到分別調(diào)制振幅和相位雙方的由AMPM產(chǎn)生的非線性信號。
然后，對于通過在RF信號上乘以6個接收濾波系數(shù)分別得到的各非線性信號，通過混頻分別相同或者不同的中心頻率進(jìn)行相位檢波，乘以不同的回波濾波系數(shù)在行間合成電路19c中根據(jù)深度進(jìn)行6種信號的加權(quán)加算。
即，通過設(shè)定發(fā)送脈沖序列和接收濾波系數(shù)，生成采用AM、PM(L)、PM(H)、AMPM的非線性信號，從各非線性信號中抽出所需要的頻帶的非線性信號可以用于視頻化。通過組合由這樣的各種調(diào)制生成的非線性信號用于視頻化，根據(jù)被檢測體P的深度調(diào)整由發(fā)送音壓和調(diào)制產(chǎn)生的影響，可以提供高分解能并且高滲透的超聲波診斷裝置10。
圖15是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，來自通過各種調(diào)制得到的組織的非線性信號的光譜，圖16是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，來自通過各種調(diào)制得到的超聲波造影劑的非線性信號的光譜。
在圖15、圖16中，實線D3表示在振幅調(diào)制(AM)中得到的非線性信號，虛線D4表示在減小發(fā)送音壓的相位調(diào)制PM(L)中得到的非線性信號，單點(diǎn)劃線D5表示在未減小發(fā)送音壓的相位調(diào)制PM(H)中得到的非線性信號，雙點(diǎn)劃線D6表示在振幅和相位雙方的調(diào)制(AMPM)中得到的非線性信號，虛線D7分別表示在振幅和相位雙方的另一調(diào)制(AMPM’)中得到的非線性信號。
如圖15、圖16所示，在PM(L)、PM(H)中得到的非線性信號2次高次諧波頻帶為主，在AM、AMPM中得到的非線性信號無論在基波頻帶還是在2次高次諧波頻帶中都可以得到信號。另外，在AMPM’中得到的非線性信號基波頻帶為主。
因而，例如由AM、AMPM、AMPM’產(chǎn)生非線性信號在發(fā)送超聲波的中心波長f0左右的不同的中心頻率下被混頻，在被分別變換為基帶信號后，乘以回波濾波系數(shù)，另一方面，采用PM(L)、PM(H)的非線性信號大致在發(fā)送超聲波的中心頻率f0的2倍的頻率2f0左右的不同頻率下被混頻，在分別被變換為基帶信號后，乘以回波濾波系數(shù)。此時，混頻的頻率根據(jù)在超聲波的被檢測體P內(nèi)的深度變化。
另外，如圖16所示當(dāng)非線性信號的有效范圍是寬頻帶時，設(shè)定成可以抽出濾波系數(shù)是寬頻帶的非線性信號。
以下，說明只產(chǎn)生采用發(fā)送超聲波的振幅和相位雙方的調(diào)制(AMPM)的非線性信號那樣的發(fā)送脈沖序列和接收濾波系數(shù)的變形例。
這種情況下，例如可以把發(fā)送脈沖序列設(shè)置為
，把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[2，1]?？梢杂眠@些發(fā)送脈沖序列和接收濾波系數(shù)改變發(fā)送超聲波的相位和振幅雙方得到非線性信號。
圖17是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，通過相位和振幅雙方的調(diào)制(AMPM)得到的例子組織的非線性信號的光譜，圖18是在圖1所示的超聲波診斷裝置10中，通過相位和振幅雙方的調(diào)制(AMPM)得到的來自超聲波造影劑的非線性信號的光譜。
在圖17、圖18中，實線D8表示在振幅和相位的雙方的調(diào)制(AMPM)中得到的非線性信號。
如圖17所示，用AMPM得到的來自組織的非線性信號因為在基波頻帶和2次高次諧波頻帶上產(chǎn)生峰值，所以準(zhǔn)備多個，例如2種濾波器F1、F2(F1＜F2)，可以抽出以多個頻率為中心的非線性信號。進(jìn)而加權(quán)加算從抽出的各基波頻帶和2次高次諧波頻帶的非線性信號得到B模式信號值BA、BP、功率信號值PA、PP、速度信號值VA、VP。
在該加權(quán)加算時的加權(quán)系數(shù)根據(jù)被檢測體P的深度設(shè)定，使得為了在被檢測體P的深度淺的部分上確保高分解能，通過了高的一方的頻率濾波器F2的對B模式信號值BP、功率信號值PP、速度信號值VP的加權(quán)系數(shù)更大，為了確保在深的部分上高的滲透性通過了低的一方的頻率濾波器F1的對B模式信號值BA、功率信號值PA、速度信號值VA的加權(quán)系數(shù)更大。
另一方面，如圖18所示，通過AMPM得到的來自超聲波造影劑的非線性信號具有從基波頻帶到2次高次諧波頻頻帶的寬的光譜。因而，和來自組織的非線性信號的情況一樣，準(zhǔn)備多個，例如2種濾波器F1、F2(F1＜F2)可以抽出以多個頻率為中心的非線性信號。進(jìn)而抽出的非線性信號，用和從組織得到的非線性信號的情況一樣的方法加權(quán)加算用于視頻化。
即，不僅進(jìn)行只使不同的濾波器F1、F2通過非線性信號后合成的頻率混和，而且如果進(jìn)行AMPM這種特殊的調(diào)制，則在來自組織的非線性信號的情況下具有雙峰的特性，在來自造影劑的非線性信號時，具有比較寬的頻帶這一性質(zhì)受到關(guān)注，利用這些性質(zhì)進(jìn)行頻率混和。
而且，代替把發(fā)送脈沖序列設(shè)置為
，把接收濾波系數(shù)設(shè)置為[2，1]，如可以用通道數(shù)的控制調(diào)制發(fā)送的超聲波振幅那樣，如果把發(fā)送脈沖序列設(shè)置為
的3次發(fā)送，把AMPM用的接收濾波系數(shù)作為[1，1，1]，則可以除去由電氣電路的非線性產(chǎn)生的影響。
在以上那樣的超聲波診斷裝置10中，對LOG壓縮后的B模式信號值BA、BP、功率信號值PA、PP、速度信號值VA、VP進(jìn)行各非線性信號加權(quán)加算，但對于達(dá)到這些值的中間階段的其他值也可以進(jìn)行加權(quán)加算。
作為成為加權(quán)加算對象的值，例如可以列舉在回波濾波器17g中的接收濾波器后的回波濾波器輸出信號、B模式處理系統(tǒng)19或者彩色多普勒處理系統(tǒng)21中的檢波后的檢波輸出信號、LOG壓縮輸出信號、B模式處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器23或者彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25的坐標(biāo)變換輸出信號。
而且，在接收濾波器后對回波濾波器輸出信號的加權(quán)加算成為回波相干的加算，但因為非線性信號各自的中心頻率到達(dá)DC，所以如果相位整齊，則沒有加算帶來的的不良影響。
另一方面，對于在B模式處理系統(tǒng)19或者彩色多普勒處理系統(tǒng)21中的檢波后的檢波輸出信號、LOG壓縮輸出信號、B模式處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器23或者彩色多普勒處理系統(tǒng)坐標(biāo)變換存儲器25的坐標(biāo)變換輸出信號的加權(quán)加算因為是非相干的加法運(yùn)算，所以沒有相位問題。
另外，當(dāng)使用了非線性信號的圖像生成僅是B模式像時，也可以不把用于生成非線性信號的行間運(yùn)算電路17e和相位檢波電路17f等電路設(shè)置在接收電路17上而是設(shè)置在B模式處理系統(tǒng)19中。
權(quán)利要求
1.一種超聲波診斷裝置，其特征在于，包括超聲波發(fā)送單元，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體；超聲波接收單元，接收由上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波；抽出單元，從同一掃描線上的上述各超聲波回波中抽出調(diào)制上述超聲波的上述振幅得到的第1非線性信號和調(diào)制上述超聲波的上述相位得到的第2非線性信號；濾波單元，用至少2個不同的中心頻率和頻帶寬度的組合，對上述第1非線性信號和上述第2非線性信號，或者對實施了規(guī)定處理的上述第1非線性信號和實施了上述規(guī)定處理的上述第2非線性信號，實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一項處理；加算單元，對從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一項處理的上述第1非線性信號和上述第2非線性信號中得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
2.如權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，上述加算單元構(gòu)成為對從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述第1非線性信號和上述第2非線性信號中得到的B模式信號值，和從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述第1非線性信號和上述第2非線性信號中得到的速度信號值和功率信號值中的至少一方，實施加權(quán)加算，設(shè)置有圖像合成單元，該圖像合成單元把從加權(quán)加算的上述速度信號值得到的速度圖像和從加權(quán)加算的上述功率信號值得到的功率圖像中的至少一方合成到從加權(quán)加算的上述B模式信號值得到的B模式圖像中。
3.如權(quán)利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，上述超聲波接收單元構(gòu)成為從投入了造影劑的上述被檢測體接收上述各超聲波回波。
4.一種超聲波診斷裝置，其特征在于，包括把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體的超聲波發(fā)送單元；和接收由上述超聲波發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波的超聲波接收單元，上述超聲波發(fā)送單元構(gòu)成為按照能得到從同一掃描線上共同的上述各超聲波回波中調(diào)制上述超聲波的振幅得到的第1非線性信號、調(diào)制上述超聲波的相位得到的第2非線性信號以及調(diào)制上述振幅和上述相位得到的第3非線性信號中的至少2個信號的發(fā)送脈沖序列來發(fā)送上述超聲波。
5.一種超聲波診斷裝置，其特征在于，包括超聲波發(fā)送單元，使振幅和相位變化來把超聲波發(fā)送到被檢測體；超聲波接收單元，接收由上述超聲波的發(fā)送產(chǎn)生的各超聲波回波；抽出單元，抽出通過調(diào)制上述超聲波的上述振幅和上述相位而從上述各超聲波回波中得到的非線性信號；濾波單元，對上述非線性信號和實施了規(guī)定處理的上述非線性信號中的任意一方，用至少2個不同的中心頻率和帶寬來實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一方；加算單元，對從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述非線性信號得到的信號，根據(jù)上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
6.一種超聲波診斷方法，其特征在于，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體，接收通過上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波，從同一掃描線上的上述各超聲波回波中抽出調(diào)制上述超聲波的上述振幅得到的第1非線性信號和調(diào)制上述超聲波的上述相位得到的第2非線性信號，用至少2個不同的中心頻率和頻帶寬度的組合，對上述第1非線性信號和上述第2非線性信號，或者對實施了規(guī)定處理的上述第1非線性信號和實施了上述規(guī)定處理的上述第2非線性信號，實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一方，對從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述第1非線性信號和上述第2非線性信號得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
7.一種超聲波診斷方法，其特征在于，把使振幅和相位中的至少一方變化的超聲波發(fā)送到被檢測體，接收通過上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波，按照能得到從同一掃描線上共同的上述各超聲波回波中調(diào)制上述超聲波的振幅得到的第1非線性信號、調(diào)制上述超聲波的相位得到的第2非線性信號以及調(diào)制上述振幅和上述相位得到的第3非線性信號中的至少2個信號的發(fā)送脈沖序列來發(fā)送上述超聲波。
8.一種超聲波診斷方法，其特征在于，使振幅和相位變化來把超聲波發(fā)送到被檢測體；接收通過上述超聲波的發(fā)送而產(chǎn)生的各超聲波回波；抽出通過調(diào)制上述超聲波的上述振幅和上述相位而從上述各超聲波回波得到的非線性信號；對上述非線性信號和實施了規(guī)定處理的上述非線性信號中的任意一方，用至少2個不同的中心頻率和頻帶寬度來實施濾波處理和與上述濾波處理等價的處理中的任意一方；對從實施了上述濾波處理和與上述濾波處理等價的上述處理中的任意一方的上述非線性信號中得到的信號，按照上述被檢測體的深度來實施加權(quán)加算。
全文摘要
一種超聲波診斷裝置(10)，包括超聲波發(fā)送單元(13、15)；超聲波接收單元(13、17)；抽出單元(17)；和濾波單元和加算單元(19c、21c)。超聲波發(fā)送單元(13、15)使振幅和相位中的至少一方變化把超聲波發(fā)送到被檢測體。超聲波接收單元(13、17)接收各超聲波回波。抽出單元(17)從共用的超聲波回波中抽出調(diào)制振幅得到的第1非線性信號和調(diào)制相位得到的第2非線性信號。濾波單元對第1非線性信號和第2非線性信號至少在2個不同的中心頻率和頻帶寬度下實施濾波處理。加算單元(19c、21c)對從第1非線性信號和第2非線性信號得到的信號根據(jù)被檢測體的深度實施加權(quán)加算。
文檔編號A61B8/06GK1695561SQ20051006882
公開日2005年11月16日 申請日期2005年5月11日 優(yōu)先權(quán)日2004年5月11日
發(fā)明者佐藤武史 申請人:株式會社東芝, 東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社