CN103687548B - 超声波诊断装置以及超声波成像方法 - Google Patents

Abstract

本发明的超声波诊断装置具备收发部、加减法部以及图像生成部。收发部在被投放了造影剂的被检体的摄影部位的同一扫描线上，进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发来输出多组的量的反射波数据，在上述第1组超声波收发中进行多次使振幅调制后的超声波发送或者进行多次使振幅以及相位调制后的超声波发送来生成反射波；上述第2组超声波收发与上述第1组的超声波收发相比相位调制不同。加减法部对多个组的量的反射波数据进行相加或者相减。图像生成部根据从加减法部输出的数据来生成造影图像数据。

Description

超声波诊断装置以及超声波成像方法

技术领域

本发明的实施方式涉及超声波诊断装置以及超声波成像方法。

背景技术

近年来，静脉投放型的超声波造影剂被产品化，利用超声波诊断装置来进行被称为CHI（ContrastHarmonicImaging）的造影回波(echo)法。造影回波法的目的在于例如在心脏或肝脏等的检查中，从静脉注入超声波造影剂来增强血流信号，进行血流动态的评价。大多数超声波造影剂将微小气泡（微泡(microbubble)）作为反射源。但是，由于气泡这样的易碎(delicate)的基本材料的性质，即使进行通常的诊断水平(level)的超声波照射，气泡也会由于超声波的机械作用而破碎，结果导致来自扫描(scan)面的信号强度降低。

从而，为了实时地(realtime)观察逆流的动态的样子，需要通过低声压的超声波发送来进行图像化等相对地减少气泡由于扫描而破碎。在基于这样的低声压的超声波发送的图像化中，信号/噪音比（S/N比）也会降低。为了对其进行补偿，提出了如相位调制法(PM：PhaseModulation)或振幅调制法(AM：AmplitudeModulation)、相位振幅调制法(AMPM)那样的各种信号处理法。通过这些影像化方法，能够实时地显示高S/N比的造影图像。超声波造影被用于根据实时性或高空间分辨率，在X射线CT装置或MRI装置中无法视觉化的微小构造（例如，微小血管构造）的仔细检查中。另外，超声波造影能够观察肿瘤血管的不规则的转移或营养血管，因此，有时对鉴别有用。另外，超声波造影除了腹部之外，还能够用于浅表区域。

当观察微小病变时，为了得到空间分辨率而使用高频(6MHz以上)的超声波探头(probe)，但深部灵敏度降低。另外，即使在对腹壁厚的患者进行扫描的情况下，深部灵敏度也降低。这是由于在以高频发送的超声波中频率依赖性衰减大能够观察的区域(渗透：penetration)停留在浅层区域。为了得到观察深度，一般的情况是降低频率，但此时，空间分辨率降低。临床上，需要在直到深部为止一直维持空间分辨率的状态下进行病变的观察，但有时仍不能得到满足。

专利文献1：美国专利申请公开第6682482号说明书

发明内容

本发明要解决的问题在于，提供一种能够以高泡(bubble)组织比和高深部灵敏度来进行超声波造影的超声波诊断装置。

本发明的超声波诊断装置具备收发部、加减法部以及图像生成部。收发部在被投放了造影剂的被检体的摄影部位的同一扫描线上，进行多组第1组(set)超声波收发和第2组超声波收发来输入多组的量的反射波数据(data)。在上述第1组超声波收发中进行多次使振幅调制后的超声波发送或者使振幅以及相位调制后的超声波发送来接收反射波，在上述第2组超声波收发中与上述第1组的超声波收发相比相位调制不同。加减法部对多组的量的反射波数据进行相加或者相减。图像生成部根据从加减法部输出的数据来生成造影图像数据。根据上述构成的装置，能够以高泡组织比和高深部灵敏度来进行超声波造影。

附图说明

图1是表示第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框(block)图。

图2是表示第1实施方式所涉及的B模式(mode)处理部的结构例的框图。

图3A是表示进行AM时加减法部以及接收系数切换部所进行的处理的一个例子的图。

图3B是表示进行AMPM时加减法部以及接收系数切换部所进行的处理的一个例子的图。

图4是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图（1）。

图5A是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图（2）。

图5B是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图（3）。

图5C是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图（4）。

图5D是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图（5）。

图6是表示由于并用AMPM以及AM而生成的残留回波的一个例子的图。

图7是表示第1实施方式所涉及的残留回波对策用的超声波收发的一个例子的图。

图8是表示基于第1实施方式所涉及的超声波收发的超声波造影结果的一个例子的图。

图9是用于说明第2实施方式的图。

图10是表示第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理例的流程图(flowchart)。

图11是用于说明第3实施方式的图。

图12是表示第3实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理例的流程图。

图13是用于说明第4实施方式的图（1）。

图14是用于说明第4实施方式的图（2）。

图15是用于说明第4实施方式的图（3）。

具体实施方式

以下，参照附图，详细说明超声波诊断装置的实施方式。

（第1实施方式）

首先，针对第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构进行说明。图1是表示第1实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构例的框图。如图1所示例的那样，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置具有：超声波探头1、显示器(monitor)2、输入装置3以及装置主体10。

超声波探头1具有多个压电振子，这些多个压电振子根据从后述的装置主体10所具有的收发部11供给的驱动信号来产生超声波。另外，超声波探头1所具有的多个压电振子接收来自被检体P的反射波并转换成电气信号。另外，超声波探头1具有设置于压电振子的匹配层和防止超声波从压电振子向后方传播的背衬(backing)材料等。另外，超声波探头1可自由拆卸地与装置主体10连接。

如果从超声波探头1向被检体P发送超声波，则所发送的超声波被被检体P体内组织中的声阻抗(impedance)的不连续面依次反射，作为反射波信号由超声波探头1所具有的多个压电振子接收。所接收的反射波信号的振幅依存于反射超声波的不连续面中的声阻抗的差。另外，所发送的超声波脉冲(pulse)被正在移动的血流或心脏壁等表面反射时的反射波信号会由于多普勒(Doppler)效应，而依赖于相对于移动体的超声波发送方向的速度分量，并受到频移。

另外，即使超声波探头1是二维地对被检体P进行扫描的1D阵列探头(arrayprobe)或者是三维地对被检体P进行扫描的机械(mechanical)4D探头或2D阵列探头，第1实施方式也能够适用。

输入装置3具有鼠标(mouse)、键盘(keyboard)、按钮(button)、面板开关(panelswitch)、触摸指令屏(touchcommandscreen)、脚踏开关(footswitch)、轨迹球(trackball)、操纵杆(joy-stick)等。输入装置3接受来自超声波诊断装置的操作者的各种设定要求，并对装置主体10转送所接受的各种设定要求。

显示器2显示用于超声波诊断装置的操作者使用输入装置3输入各种设定要求的GUI（GraphicalUserInterface）或者显示在装置主体10中生成的超声波图像数据等。

装置主体10是根据超声波探头1接收到的反射波信号来生成超声波图像数据的装置。图1所示的装置主体10是能够根据二维反射波信号来生成二维超声波图像数据，根据三维反射波信号生成三维超声波图像数据的装置。其中，第1实施方式即使在装置主体10是二维数据专用的装置的情况下也能够适用。

装置主体10如图1所示例的那样，具有收发部11、B模式处理部12、多普勒处理部13、图像生成部14、图像存储器(memory)15、内部存储部16、控制部17。

收发部11根据后述的控制部17的指示，控制超声波探头1进行的超声波收发。收发部11具有脉冲产生器、发送延迟部、脉冲发生器(pulsar)等，向超声波探头1供给驱动信号。脉冲产生器以规定的速率(rate)频率，反复产生用于形成发送超声波的速率脉冲。另外，发送延迟部对脉冲产生器所产生的各速率脉冲赋予将从超声波探头1产生的超声波会聚成束状并确定发送指向性所需的每个压电振子的延迟时间。另外，脉冲发生器以基于速率脉冲的定时(timing)，向超声波探头1施加驱动信号（驱动脉冲）。即，发送延迟部通过使对各速率脉冲赋予的延迟时间发生变化，来任意地调整从压电振子面发送的超声波的发送方向。

另外，收发部11为了根据后述的控制部17的指示执行规定的扫描序列(scansequence)，具有能够瞬间变更发送频率、发送驱动电压等的功能。特别地，发送驱动电压的变更通过能够瞬间切换其值的线性放大器(linearamplifier)型发送电路、或者电切换多个电源单元(unit)的机构来实现。

另外，收发部11具有放大器电路(amplifier)、A/D（Analog/Digital）转换器、接收延迟电路、加法器、正交检波电路等，对超声波探头1接收到的反射波信号进行各种处理来生成反射波数据。放大器电路将反射波信号按每个信道(channel)放大进行增益(gain)校正处理。A/D转换器对增益校正后的反射波信号进行A/D转换。接收延迟电路对数字数据(digitaldata)赋予确定接收指向性所需的接收延迟时间。加法器对通过接收延迟电路赋予了接收延迟时间的反射波信号进行加法处理。通过加法器的加法处理，强调反射波信号的来自与接收指向性对应的方向的反射分量。并且，正交检波电路将加法器的输出信号转换成基带(baseband)带宽的同相位信号（I信号、I：In-pahse）和正交信号（Q信号、Q：Quadrature-phase）。并且，正交检波电路将I信号以及Q信号（以下，记作“IQ信号”）作为反射波数据保存于未图示的帧缓冲器(framebuffer)。另外，正交检波电路也可以将加法器的输出信号转换成RF（RadioFrequency）信号，并保存于未图示的帧缓冲器。

收发部11在对被检体P进行二维扫描时，从超声波探头1发送二维的超声波束。并且，收发部11根据超声波探头1接收到的二维反射波信号来生成二维反射波数据。另外，收发部11在对被检体P进行三维扫描时，从超声波探头1发送三维超声波束。并且，收发部11根据超声波探头1接收到的三维反射波信号生成三维反射波数据。

B模式处理部12以及多普勒处理部13是对收发部11根据反射波信号生成的反射波数据，进行各种信号处理的信号处理部。B模式处理部12从收发部11接收反射波数据，进行对数放大、包络线检波处理等，来生成信号强度由亮度的明暗来表现的数据（B模式数据）。另外，多普勒处理部13根据从收发部11接收到的反射波数据对速度信息进行频率分析，生成针对多点提取出基于多普勒效应的速度、方差、功率(power)等移动体信息的数据（多普勒数据）。在此，所谓移动体，例如是指血流或心脏壁等组织、造影剂。B模式处理部12或多普勒处理部13经由上述的帧缓冲器取得反射波数据。

另外，图1所示例的B模式处理部12以及多普勒处理部13能够针对二维反射波数据以及三维反射波数据这双方进行处理。即，B模式处理部12根据二维反射波数据生成二维B模式数据，根据三维反射波数据生成三维B模式数据。另外，多普勒处理部13根据二维反射波数据生成二维多普勒数据，根据三维反射波数据生成三维多普勒数据。

图像生成部14根据B模式处理部12以及多普勒处理部13所生成的数据来生成超声波图像数据。图像生成部14根据B模式处理部12所生成的二维B模式数据来生成由亮度来表示反射波强度的二维B模式图像数据。另外，图像生成部14根据多普勒处理部13所生成的二维的多普勒数据生成表示移动体信息的二维多普勒图像数据。二维多普勒图像数据是速度图像数据、方差图像数据、功率图像数据或者对它们进行组合后的图像数据。

在此，图像生成部14一般的情况是将超声波扫描的扫描线信号列转换（扫描转换(scanconvert)）成电视(television)等所代表的视频格式(videoformat)的扫描线信号列，生成显示用的超声波图像数据。具体而言，图像生成部14通过根据超声波探头1对超声波的扫描方式进行坐标转换，来生成显示用的超声波图像数据。另外，图像生成部14除了扫描转换以外，例如还进行使用扫描转换后的多个图像帧(frame)重新生成亮度的平均值图像的图像处理（平滑化处理）、或在图像内使用微分滤波器(filter)的图像处理（边缘(edge)强调处理）等作为各种图像处理。另外，图像生成部14对超声波图像数据，合成各种参数(parameter)的文字信息、刻度、体位标记(bodymark)等。

B模式数据以及多普勒数据是扫描转换处理前的超声波图像数据，图像生成部14所生成的数据是扫描转换处理后的显示用超声波图像数据。另外，B模式数据以及多普勒数据还被称为“原始数据（RawData）”。图像生成部14根据扫描转换处理前的二维超声波图像数据，来生成显示用的二维超声波图像数据。

另外，图像生成部14通过对B模式处理部12所生成的三维B模式数据进行坐标转换，来生成三维B模式图像数据。另外，图像生成部14通过对多普勒处理部13所生成的三维多普勒数据进行坐标转换，来生成三维多普勒图像数据。图像生成部14将“三维B模式图像数据或三维多普勒图像数据”生成为“三维超声波图像数据（体数据(volumedata)）”。

另外，图像生成部14为了生成用于将体数据显示于显示器2的各种二维图像数据，对体数据进行绘制(rendering)处理。作为图像生成部14所进行的绘制处理，例如存在进行断面重建法（MPR：MultiPlanerReconstruction）根据体数据生成MPR图像数据的处理。另外，作为图像生成部14所进行的绘制处理，例如存在生成反映了三维信息的二维图像数据的体绘制（VR：VolumeRendering）处理。

图像存储器15是存储图像生成部14所生成的显示用图像数据的存储器。另外，图像存储器15还能够存储B模式处理部12或多普勒处理部13所生成的数据。图像存储器15所存储的B模式数据或多普勒数据例如在诊断之后能够由操作者调出，经由图像生成部14变为显示用的超声波图像数据。另外，图像存储器15还能够存储收发部11所输出的反射波数据。

内部存储部16存储用于进行超声波收发、图像处理以及显示处理的控制程序(program)、诊断信息（例如，患者ID、医师的意见等）、诊断协议(protocol)或各种体位标记等各种数据。另外，内部存储部16根据需要还用于图像存储器15所存储的图像数据的保管等。另外，内部存储部16所存储的数据能够经由未图示的接口(interface)，向外部装置转送。另外，内部存储部16还能够存储从外部装置经由未图示的接口转送来的数据。

控制部17控制超声波诊断装置的处理整体。具体而言，控制部17根据经由输入装置3由操作者输入的各种设定要求或从内部存储部16读取到的各种控制程序以及各种数据，控制收发部11、B模式处理部12、多普勒处理部13以及图像生成部14的处理。另外，控制部17进行控制，以使得将图像存储器15或内部存储部16所存储的显示用超声波图像数据显示于显示器2。

另外，内置于装置主体10的收发部11等还有时由集成电路等硬件(hardware)构成，还有时是由软件(software)进行模块(module)化而成的程序。

在此，第1实施方式所涉及的超声波诊断装置是作为超声波造影能够执行对比谐波成像（CHI：ContrastHarmonicImaging）的装置。上述的B模式处理部12能够通过使检波频率进行变化，来改变影像化的频带。B模式处理部12通过上述的功能，将被投放了超声波造影剂的被检体P的摄像部位中的反射波数据分离成将在摄像部位流动的超声波造影剂（微小气泡、气泡）作为反射源的反射波数据和将存在于摄像部位的组织作为反射源的反射波数据。由此，图像生成部14能够生成将流动的气泡以高灵敏度影像化后的造影图像数据。

在来自微小气泡的反射波信号中，包含大量的作为非线性信号的谐波分量。造影图像数据根据二次谐波(secondharmonic)分量生成。例如，B模式处理部12根据反射波数据通过滤波处理分离成谐波分量和基本波分量。但是，在滤波处理中，有时会没有充分地进行基本波分量的除去，而未生成基本波分量被抑制而谐波分量被强调的造影图像数据。另外，在CHI中，为了使微小气泡不会破碎，需要以低声压进行超声波发送。但是，在基于低声压的超声波发送的图像化中，造影图像数据的信号/噪音比（S/N比）降低。

另一方面，作为即使在低声压的超声波发送也能够提高造影图像数据的S/N比的超声波收发法，知道有相位调制法(PM：PhaseModulation)、振幅调制法(AM：AmplitudeModulation)、或相位振幅调制法(AMPM)。第1实施方式所涉及的超声波诊断装置是能够执行AM、PM以及AMPM的装置。

在AM中，收发部11根据控制部17所设定的扫描序列，例如如（0.5，1，0.5）那样，在各扫描线发送3次以相同相位极性将振幅的比率调制成“1：2：1”的超声波。并且，收发部11将3个反射波数据向B模式处理部12输出。在此，设（0.5，1，0.5）的反射波数据为R1、R2以及R3。B模式处理部12对进行了“R1-R2+R3”的加减法处理的数据进行包络线检波处理生成B模式数据，图像生成部14根据从B模式处理部12输出的1帧的量的B模式数据、或者1体积（volume）的量的B模式数据来生成超声波图像数据。

另外，在AMPM中，收发部11根据控制部17所设定的扫描序列，例如，如（-0.5，1，-0.5）那样，将振幅的比率调制为“1：2：1”，并且在各扫描线发送3次使第1次以及第3次的发送超声波的极性和第2次的发送超声波的极性反转后的超声波。在此，设（-0.5，1，-0.5）的反射波数据为R1、R2以及R3。B模式处理部12对进行了“R1+R2+R3”的加法处理的数据进行包络线检波处理来生成B模式数据，图像生成部14根据从B模式处理部12输出的1帧的量的B模式数据、或者根据1容积的量的B模式数据来生成超声波图像数据。

为了执行上述的AM或AMPM，第1实施方式所涉及的B模式处理部12如图2所示例的那样构成。图2是表示第1实施方式所涉及的B模式处理部的结构例的框图。另外，图3A是表示当进行AM时加减法部以及接收系数切换部所进行的处理的一个例子的图，图3B是表示进行AMPM时加减法部以及接收系数切换部所进行的处理的一个例子的图。

如图2所示例的那样，第1实施方式所涉及的B模式处理部12具有加减法部12a、B模式数据生成部12b以及接收系数切换部12c。加减法部12a以及接收系数切换部12c是当进行基于AM或AMPM的超声波收发时发挥作用的处理部。

例如，如图3A所示，当进行（0.5，1，0.5）的AM时，加减法部12a接收收发部11所输出的反射波数据“R1，R2，R3”。反射波数据是具有相位信息的IQ信号或RF信号。接收系数切换部12c在进行AM时，通过控制部17的控制，将接收系数（1，-1，1）向加减法部12a输出。加减法部12a根据接收系数（1，-1，1），如图3A所示，通过“1×R1+（-1）×R2+1×R3”合成3个反射波数据。并且，加减法部12a将合成数据向B模式数据生成部12b输出，B模式数据生成部12b根据合成数据生成B模式数据，并向图像生成部14输出。

另外，例如如图3B所示，当进行（-0.5，1，-0.5）的AMPM时，加减法部12a接收收发部11所输出的反射波数据“R1，R2，R3”。接收系数切换部12c在进行AMPM时，通过控制部17的控制，将接收系数（1，1，1）向加减法部12a输出。加减法部12a根据接收系数（1，1，1），如图3B所示通过“1×R1+1×R2+1×R3”合成3个反射波数据。并且，加减法部12a将合成数据向B模式数据生成部12b输出，B模式数据生成部12b根据合成数据生成B模式数据，向图像生成部14输出。

AM或AMPM是提取造影剂的非线性响应，而删除(cancel)来自组织的线性信号并特别地描绘造影剂的影像法，。因此，通过AM或AMPM生成的超声波图像数据变为即使在低声压也抑制来自组织的信号，强调来自造影剂的谐波分量的造影图像数据。即，能够通过进行AM或AMPM，改善S/N比。

在此，振幅调制通过发送声压或者发送元件数的控制来实现。但是由于构成收发部11的电路的非线性，来自组织的信号还不能完全地删除，会有残留。例如，在基于发送元件数的振幅调制中，小振幅的超声波发送通过基于偶数信道或者奇数信道的发送来实现。当进行（0.5，1，0.5）的AM时，第1次的“0.5”的超声波发送由偶数信道进行，第2次的“1”的超声波发送由全部信道(channel)进行，第3次的“0.5”的超声波发送由奇数信道进行。另外，当进行（-0.5，1，-0.5）的AMPM时，第1次的“-0.5”的超声波发送由偶数信道进行，第2次的“1”的超声波发送由全部信道进行，第3次的“-0.5”的超声波发送由奇数信道进行。

但是，由于该间拔发送时的电路的串扰(crosstalk)等，“偶数信道+奇数信道”的发送声压有时不一定与“全部信道”的发送声压一致，振幅的比率不是“1：2：1”。此时，残留组织信号。

另外，当观察微小病变时，为了得到空间分辨率需要使用高频的超声波探头1，但频率依赖性衰减较大，因此，深部灵敏度降低。另外，在对腹壁厚的被检体P进行扫描的情况下，由于频率依赖性衰减也会较大，因此，深部灵敏度降低。为了提高深部灵敏度，需要降低发送超声波的频率，因此，空间分辨率降低。

因此，提出了一种改善S/N比并兼顾空间分辨率和深部灵敏度的方法。该方法是通过增加在同一扫描线收发的数据数来兼顾空间分辨率和深部灵敏度的方法。在该方法中，在同一扫描线附近进行多次基于AM或AMPM的超声波收发。通过该方法，即使在进行深部区域中的衰减程度高的、频率比较高的超声波收发的情况下，也能够维持S/N比和空间分辨率并提高深部灵敏度。另外，以下将上述方法记作“以往方法”。

但是，反复同一组超声波收发来增加数据数的“以往方法”虽然能够改善深部灵敏度，但除了增强来自造影剂的信号之外，还增强来自组织的信号(除去残留分量)，有时会损害造影剂的特异性。即，在“以往方法”中，有时气泡组织比降低。

因此，为了以高气泡组织比和高深部灵敏度来进行超声波造影，第1实施方式所涉及的收发部11在投放了造影剂的被检体P的摄影部位的同一扫描线上，进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发，来输出多组的量的反射波数据。另外，第1组超声波收发和第2组超声波收发在同一扫描线附近进行。另外，第1组超声波收发和第2组超声波收发交替进行。

在此，第1组超声波收发是进行多次使振幅调制后的超声波发送来接收反射波的扫描序列。或者，第1组超声波收发是进行多次使振幅以及相位调制后的超声波发送来接收反射波的扫描序列。另外，第2组超声波收发是将与第1组超声波收发相比只有相位调制不同的超声波发送与在第1组超声波收发中进行的超声波发送次数进行相同的次数，来接收反射波的扫描序列。另外，组数变为偶数。第1组超声波收发和第2组超声波收发是进行多次超声波发送并接收反射波的扫描序列。另外，例如，当在同一扫描线附近，进行1次第1组超声波收发并进行1次第2组超声波收发时，则变为进行了合计2组的超声波收发。另外，例如在同一扫描线附近中，进行1次第1组超声波收发并进行1次第2组超声波收发，进行1次第1组超声波收发并进行1次第2组超声波收发时，将进行合计4组超声波收发。

并且，第1实施方式所涉及的加减法部12a对多个组的量的反射波数据进行相加或者相减。并且，第1实施方式所涉及的图像生成部14根据从加减法部12a输出的数据，生成造影图像数据。图4、图5A、图5B、图5C以及图5D是表示第1实施方式所涉及的超声波收发的一个例子的图。

在第1扫描序列中，收发部11在第1组超声波收发中进行调制振幅以及相位这双方的振幅相位调制法，在第2组超声波收发中，进行只调制振幅的振幅调制法。并且，在第1扫描序列中，收发部11至少交替进行2组以上第1组超声波收发和第2组超声波收发。另外，在第1扫描序列中，收发部11分别在第1组超声波收发以及第2组超声波收发中，将振幅调制大的发送超声波的极性设为同一极性。

图4表示第1扫描序列的一个例子。在图4中，设（-0.5，1，-0.5）的AMPM为第1组超声波收发，（0.5，1，0.5）的AM为第2组超声波收发。另外，在图4所示例的第1扫描序列中，通过重复2次“AMPM+AM”，来进行合计4组超声波收发。由此，收发部11生成12个反射波数据。

加减法部12a通过针对（-0.5，1，-0.5）的AMPM的反射波数据使用上述（1，1，1）的接收系数，针对（0.5，1，0.5）的AM的反射波数据使用上述（1，-1，1）的接收系数，来合成12个反射波数据。

如上所述，由于间拔发送时的电路的串扰等，残留组织信号。第1扫描序列在第1组超声波收发和第2组超声波收发中使小振幅的极性交替反转。由此，第1扫描序列变为抑制组织信号的除去残留的序列(sequence)。另外，第1扫描序列变为通过使在造影剂的动作中主要的大的振幅的极性在第1组超声波收发和第2组超声波收发中相同，来提高造影剂灵敏度的序列。

在第2扫描序列中，与第1扫描序列相同，收发部11在第1组超声波收发中进行AMPM，在第2组超声波收发中进行AM。并且，在第2扫描序列中，与第1扫描序列相同，收发部11至少交替进行2组以上第1组超声波收发和第2组超声波收发。

其中，在第2扫描序列中，在第1组超声波收发和第2组超声波收发中，使大振幅的极性交替反转，在第1组超声波收发和第2组超声波收发中，使小振幅的极性相同。

图5A表示合计组数是“2”的第2扫描序列的一个例子。在图5A中，将（-0.5，1，-0.5）的AMPM作为第1组超声波收发，将（-0.5，-1，-0.5）的AM作为第2组超声波收发。另外，在图5A～图5D中，括弧内所示的值是接收系数。

在图5A所示的情况下，加减法部12a针对（-0.5，1，-0.5）的AMPM的反射波数据，由于是AMPM，因此使用（1，1，1）的接收系数来合成第1组反射波数据。另外，加减法部12a针对（-0.5，-1，-0.5）的AM的反射波数据，由于是AM，因此通过使用（1，-1，1）的接收系数来合成第2组反射波数据。并且，在图5A所示的情况下，加减法部12a从第1组反射波数据中减去第2组反射波数据。第2扫描序列是通过使小振幅的速率的极性相同，从第1组反射波数据中减去第2组反射波数据，从而删除组织的除去残留的序列。

另外，加减法部12a针对（-0.5，-1，-0.5）的AM的反射波数据，也可以通过使用（-1，1，-1）的接收系数，来将第1组反射波数据和第2组反射波数据相加。

在第3扫描序列中，收发部11使在第2组超声波收发中进行多次的各发送超声波的极性分别从在第1组超声波收发中进行多次的各发送超声波的极性反转。具体而言，作为第3扫描序列，存在通过AMPM进行第1组以及第2组双方，第2组AMPM的极性全部从第1组AMPM的极性反转的第1种情况。另外，作为第3扫描序列，存在通过AM进行第1组以及第2组双方，第2组AM的极性全部从第1组AM的极性反转的第2种情况。

图5B表示执行合计组数是“2”的第1种情况的第3扫描序列的一个例子。在图5B中，将（-0.5，1，-0.5）的AMPM作为第1组超声波收发，将（0.5，-1，0.5）的AMPM作为第2组超声波收发。

图5B所示的情况下，加减法部12a针对（-0.5，1，-0.5）的AMPM的反射波数据，由于是AMPM，因此使用（1，1，1）的接收系数来合成第1组反射波数据。另外，加减法部12a针对（0.5，-1，0.5）的AM的反射波数据，由于是AMPM，因此使用（1，1，1）的接收系数来合成第2组反射波数据。并且，图5B所示的情况下，加减法部12a对第1组反射波数据和第2组反射波数据进行相加。执行第1种情况的第3扫描序列变为通过在第1组超声波收发和第2组超声波收发中使小振幅的极性交替反转，来抑制组织信号的除去残留的序列。

另外，加减法部12a针对（0.5，-1，0.5）的AMPM的反射波数据，也可以通过使用（-1，-1，-1）的接收系数，从第1组反射波数据中减去第2组反射波数据。

图5C表示执行合计组数是“2”的第2种情况的第3扫描序列的一个例子。在图5C中，将（0.5，1，0.5）的AM作为第1组超声波收发，将（-0.5，-1，-0.5）的AM作为第2组超声波收发。

在图5C所示的情况下，加减法部12a针对（0.5，1，0.5）的AM的反射波数据，由于是AM，因此使用（1，-1，1）的接收系数来合成第1组反射波数据。另外，加减法部12a针对（-0.5，-1，-0.5）的AM的反射波数据，由于是AM，因此使用（1，-1，1）的接收系数来合成第2组反射波数据。并且，在图5C所示的情况下，加减法部12a将第1组反射波数据和第2组反射波数据相加。执行第2种情况的第3扫描序列也变为通过在第1组超声波收发和第2组超声波收发中使小振幅的极性交替反转，来抑制组织信号的除去残留的序列。

在此，虽然根据发送频率，但有时由于组间的相位调制，气泡的响应弱。特别地，在执行第2种情况的第3扫描序列中，由于相位调制大，因此，气泡的响应弱的可能性高。因此，组织信号的残存可能上升，为了刻意提高造影剂的灵敏度，也可以如图5D所示，从第1组反射波数据中减去第2组反射波数据。

第1扫描序列～第3扫描序列能够根据发送频率或造影剂的种类，适当地选择合适的序列。序列的选择也可以由操作者手动设定，例如也可以由控制部17自动设定。

然而，如第1扫描序列或第2扫描序列那样，当并用AMPM以及AM时，有时产生由于残留回波而导致的伪影。近年来的造影剂以低声压进行影像化，因此由于残留回波而导致的伪影的影响少，但当存在高回波时，有时发生多重反射，由于残留回波而导致的伪影（artifact）变得显著。当使没有进行相位调制的AM为第2组时，基于一个之前的发送的回波（残留回波）进入当前的接收期间，没有除去残留回波而变为伪影。图6是表示由于并用AMPM以及AM而生成的残留回波的一个例子的图。

图6是表示当进行图4所示的第1扫描序列时而生成的残留回波的图。如图6所示，第2组以及第4组的AM中的残留回波变为（-0.5，0.5，1）。由于接收系数是（1，-1，1），因此，第2组以及第4组残留回波分别如图6所示，变为“-0.5-0.5+1=0”。另一方面，如图6所示，第1组以及第3组的AMPM中的残留回波变为（0.5，-0.5，1）。由于接收系数是（1，1，1），因此第1组以及第3组残留回波分别如图6所示，变为“0.5-0.5+1=1”。即，在第1扫描序列中，产生残留回波的影响。另外，在第2扫描序列也同样地产生残留回波的影响。特别地，在进行合计4组以上第1以及第2扫描序列时，残留回波的影响变大。

因此，当交替进行4组以上第1组超声波收发和第2组超声波收发时，收发部11使第奇数进行的第1组超声波收发和第偶数进行的第1组超声波收发的发送极性反转。另外，收发部11使第奇数进行的第2组超声波收发和第偶数进行的第2组超声波收发的发送极性反转。图7是表示第1实施方式所涉及的残留回波对策用的超声波收发的一个例子的图。

图7表示将图4所示的第1扫描序列作为残留回波对策用的扫描序列的情况。如图7所示，第3组（第2）AMPM是将第1组（第1）AMPM反转后的序列，第4组（第2）AM是将第2组（第1）AM反转后的序列。

如图7所示，第1组AMPM中的残留回波变为（-0.5，-0.5，1）。由于接收系数是（1，1，1），因此第1组残留回波如图7所示，变为“-0.5-0.5+1=0”。另外，如图7所示，第2组AM中的残留回波变为（-0.5，0.5，1）。由于接收系数是（1，-1，1），因此，第2组残留回波如图7所示，变为“-0.5-0.5+1=0”。另外，如图7所示，第3组AMPM中的残留回波变为（0.5，0.5，-1）。由于接收系数是（1，1，1），因此，第3组残留回波如图7所示，变为“0.5+0.5-1=0”。另外，如图7所示，第4组AM中的残留回波变为（0.5，-0.5，-1）。由于接收系数是（1，-1，1），因此，第2组残留回波如图7所示，变为“0.5+0.5-1=0”。

即，在图7所示的扫描序列中，能够减轻残留回波的影响。另外，即使在将第2扫描序列作为残留回波对策用的扫描序列的情况下，也能够通过进行与上述相同的反转，来减轻残留回波的影响。其中，在残留回波对策用的扫描序列中，需要合计组数是4的倍数。

图8是表示基于第1实施方式所涉及的超声波收发的超声波造影结果的一个例子的图。图8的左图表示通过1次AMPM生成的造影图像数据100，图8的中图表示通过由“以往方法”重复4次（4组）AMPM而生成的造影图像数据200。另外，图8的右图表示通过图4所示例的“AMPM+AM”生成的造影图像数据300。如果对造影图像数据100和造影图像数据200进行比较，则造影图像数据200这一方来自造影剂的信号强度到深部变高，来自组织的信号强度也整体性地变高。另一方面，造影图像数据300的来自造影剂的信号强度与造影图像数据200相同，到深部为止变高，且来自组织的信号强度被抑制在与造影图像数据100相同的程度。

这样，在第1实施方式中，能够通过使用上述各种扫描序列，来一边极力抑制来自组织的信号增加，一边以高气泡组织比和高深部灵敏度进行超声波造影。另外，第1实施方式还能够适用于接收系数切换部12c的功能作为加减法部12a的功能被编入的情况。

（第2实施方式）

在第2实施方式中，针对根据操作者的切换要求从以往的超声波造影向在第1实施方式中说明的超声波造影进行切换的情况，使用图9等进行说明。图9是用于说明第2实施方式的图。

在第2实施方式中，输入装置3为了进行超声波造影而接受从进行1种超声波收发的第1模式向交替进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发的第2模式切换的切换要求。另外，输入装置3接受在第2模式下进行的组数。

例如，操作者通过初始设定为第1模式的“1组AMPM”，进行超声波造影。当参照图9的左图所示的第1模式的造影图像，判定为观察深度的造影灵敏度差时，操作者例如操作输入装置3所具有的触摸指令屏上的开关(switch)，输入向第2模式切换的切换要求。另外，第2模式例如初始设定第1扫描序列。并且，操作者例如根据观察深度设定在第2模式下进行的组数。另外，操作者也可以从观察深度和实时性的平衡(balance)出发选择合适的组数。另外，操作者还能够从在第1实施方式中说明的各种扫描序列中选择第2模式的扫描序列。

当输入装置3接受了切换要求以及组数时，控制部17设定第2模式中的超声波收发条件。例如，当设定了图4所示例的“AMPM+AM”时，根据基于所设定的组数的“AMPM+AM”的扫描序列，控制部17设定收发部11进行的收发条件。由此，操作者能够参照图9的右图所示的第2模式的造影图像。在图9的右图所示的第2模式的造影图像中，与第1模式的造影图像相比较，在维持气泡组织比的状态下，提高了观察深度的造影灵敏度。

另外，第2实施方式也可以由判断出想要优先实时性的操作者，再次进行从第2模式向第1模式的切换。

接着，使用图10，针对第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理的一个例子进行说明。图10是表示第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理例的流程图。

如图10所示例的那样，第2实施方式所涉及的超声波诊断装置的控制部17判定是否接受到造影模式的摄影要求（步骤(step)S101）。在此，当没有接受到造影模式的摄影要求时（步骤S101否定），控制部17待机到接受到要求为止。

另一方面，当接受到造影模式的摄影要求时（步骤S101肯定），控制部17根据第1模式的超声波收发，对扫描条件进行初始化（步骤S102），开始第1模式的扫描（步骤S103）。

并且，控制部17判定是否接受到扫描条件的变更要求（步骤S104）。另外，在上述的步骤S104中，控制部17判定是否接受到从第1模式向第2模式的变更要求。在此，当接受到扫描条件的变更要求时（步骤S104肯定），控制部17判定是否选择了在第2模式下进行的组数（步骤S105）。

在此，当没有选择组数时（步骤S105否定），控制部17待机到组数被选择为止。另一方面，当选择了组数时（步骤S105肯定），控制部17重新设定扫描条件，按照新的扫描条件开始扫描（步骤106）。在上述的步骤S106中，控制部17开始第2模式的扫描。

在步骤S106之后或者当没有接受到向第2模式的扫描条件的变更要求时（步骤S104否定），控制部17判定是否接受到结束要求（步骤S107）。在此，当没有接受到结束要求时（步骤S107否定），控制部17返回步骤S104，判定是否接受到扫描条件的变更要求。另外，在步骤S106之后，因为步骤S107为否定，因此当返回到步骤S104时，控制部17判定是否接受到从第2模式向第1模式的变更要求。当根据接受到从第2模式向第1模式的变更要求，从而步骤S104为肯定之后，控制部17在步骤S105中接受的组数变为“1”、或者多个（通过“以往方法”进行组收发时的组数）。另外，控制部17在步骤S106中重新设定扫描条件并开始的扫描变为第1模式的扫描。另外，在接受到从第2模式向第1模式的变更要求之后，当所接受的组数是多个时，控制部17也可以执行第2模式。

另一方面，当接受到结束要求时（步骤S107肯定），控制部17结束处理。

如上所述，在第2实施方式中，能够提供根据操作者的要求来切换第1模式和第2模式的用户界面(userinterface)。

（第3实施方式）

在第3实施方式中，针对当从第1模式向第2模式切换时，自动设定第2模式的发送组数的情况，使用图11等进行说明。图11是用于说明第3实施方式的图。

第3实施方式所涉及的输入装置3接受从第1模式向第2模式切换的切换要求。控制部17在输入装置3接受到切换要求时，根据通过使第2模式的组数发生变化而生成的造影图像数据的信噪比，来设定第2模式下的发送组数。

例如，通过控制收发部11，从而控制部17将第1扫描序列的发送组数依次变更为“2、4、6、…”，使图像生成部14生成进行了超声波收发时的造影图像数据、和不进行超声波发送而只进行超声波接收时的造影图像数据。控制部17根据对每个发送组数生成的造影图像数据的对，计算每个发送组数的S/N比。并且，控制部17如图11所示例的那样，推定S/N比变为最高的最优组数。并且，控制部17根据最优组数，设定第2模式的扫描条件。另外，控制部17例如也可以限定于操作者根据B模式图像数据设定的关心区域来计算S/N比。

接着，使用图12，针对第3实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理的一个例子进行说明。图12是表示第3实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理例的流程图。

如图12所示例的那样，第3实施方式所涉及的超声波诊断装置的控制部17判断是否接受到造影模式的摄影要求（步骤S201）。在此，当没有接受到造影模式的摄影要求时（步骤S201否定），控制部17待机到接受到要求为止。

另一方面，当接受到造影模式的摄影要求时（步骤S201肯定），控制部17根据第1模式的超声波收发，对扫描条件进行初始化（步骤S202），开始第1模式的扫描（步骤S203）。

并且，控制部17判定是否接受到扫描条件的变更要求（步骤S204）。另外，在上述的步骤S204中，控制部17判定是否接受到从第1模式向第2模式的变更要求。在此，当接受到扫描条件的变更要求时（步骤S204肯定），控制部17通过一边使第2模式中的发送组数进行变化一边计算造影图像数据的S/N比（步骤S205），推定最优发送组数，来设定发送组数（步骤S206）。

并且，控制部17重新设定扫描条件，按照新的扫描条开始扫描（步骤207）。在上述的步骤S207中，控制部17开始第2模式的扫描。

在步骤S207之后或者当没有接受到扫描条件的变更要求时（步骤S204否定），控制部17判定是否接受到结束要求（步骤S208）。在此，当没有接受到结束要求时（步骤S208否定），控制部17返回步骤S204，判定是否接受到扫描条件的变更要求。另外，在步骤S207之后，由于步骤S208为否定，因此，当返回到步骤S204时，控制部17判定是否接受到从第2模式向第1模式的变更要求。

在此，当接受到从第2模式向第1模式的变更要求之后，控制部17在步骤S205中计算出的S/N比例如是使1种AMPM的发送组数发生变化时的造影图像数据的S/N比。另外，在接受到从第2模式向第1模式的变更要求之后，当控制部17在步骤S206中设定的发送组数是多个时，在步骤S207中重新设定扫描条件而开始的扫描变为通过“以往方法”进行的第1模式的扫描。另外，在接受到从第2模式向第1模式的变更要求之后，控制部17也可以在步骤S205中，与第1模式一起还计算出第2模式下的S/N比，根据计算结果，在步骤S206中，根据在第2模式中进行组收发时的组数重新设定扫描条件。此时，在步骤S207中重新设定扫描条件而开始的扫描变为第2模式的扫描。

另一方面，当接受到结束要求时（步骤S208肯定），控制部17结束处理。

如上所述，在第3实施方式中，自动设定第2模式的发送组数，因此，能够减少向第2模式切换时的操作者的负担。

（第4实施方式）

在第4实施方式中，针对上述的第1～第3实施方式中的3个变形例，使用图13～图15进行说明。图13～图15是用于说明第4实施方式的图。

首先，针对第1变形例进行说明。在第2实施方式中，第1组超声波收发和第2组超声波收发的合计组数被手动地设定。另外，在第3实施方式中，第1组超声波收发和第2组超声波收发的合计组数被自动设定为由S/N比推定出的最优组数。任意情况下，在维持气泡组织比的状态下都提高了深部的造影灵敏度。

因此，第1变形例所涉及的收发部11根据合计组数，对超声波的发送输出进行调整。具体而言，收发部11根据合计组数，使超声波的发送声压降低。例如，收发部11如图13所示，根据由S/N比的计算推定出的最优组数，使发送声压降低。或者，收发部11根据由操作者设定的组数，使发送声压降低。

在第1变形例中，在维持气泡组织比的状态下，当提高深部的造影灵敏度时，能够通过降低声压来减低造影剂破坏的可能性。

接着，针对第2变形例进行说明。一般而言，即使是同一反射源，由于反射源所位于的深度的不同，反射波强度也不同。具体而言，反射源的位置越深则反射波强度越衰减。因此，在以往的超声波诊断装置中，与深度方向成比例，换而言之，与接收时间成比例地进行逐渐提高增益的灵敏度校正。该增益校正被称为STC（SensitivityTimeControl）。STC例如根据操作者所输入的设定，由收发部11所具有的放大器电路进行。

在此，在作为第1模式的AMPM中，来自气泡的信号“S（AMPM）”如图14所示例的那样，变为以深度方向中的发送焦点附近为峰值的凸形状。另外，在AMPM中，系统噪音(systemnoise)“N”如图14所示例的那样，沿着深度方向大致一定。另一方面，在作为第2模式的第1扫描序列的“AMPM+AM”中，如图14所示例的那样，在维持“N”的状态下，来自气泡的信号“S（AMPM+AM）”变得比“S（AMPM）”高。

即，第2模式的S/N比在深部方面与第1模式的S/N比相比提高。因此，在第2变形例中，收发部11所具有的放大器电路根据合计组数，对深度方向的增益进行调整。具体而言，通过控制部17的控制，放大器电路对AMPM中的增益曲线“C（AMPM）”的形状进行调整。由此，放大器电路设定“AMPM+AM”中的增益曲线“C（AMPM+AM）”。更具体而言，由于即使提高深部的增益也不会强调噪音，因此放大器电路提高“C（AMPM）”的深部中的增益，设定“C（AMPM+AM）”。

例如，当最优组数由控制部17来推定时，计算该最优组数中的深度方向的S/N比。控制部17根据计算出的深度方向的S/N比，在没有强调深部中的噪音的范围内，设定C（AMPM+AM）的深部中的形状，通知给放大器电路。

另外，在“AMPM+AM”中，如图14所示例的那样，即使在浅的部位，也会提高来自气泡的信号。因此，如果通过“C（AMPM）”进行增益校正，则有时在浅的部位中亮度饱和，相反造影信号的识别性降低。因此，放大器电路为了使亮度不饱和，也可以设定降低了“C（AMPM）”的浅的部位中的增益的“C（AMPM+AM）”。

接着，针对第3变形例进行说明。第1实施方式中说明的第2模式的各种扫描序列在1根扫描线上进行多次超声波收发，因此帧频降低。因此，在第3变形例中，收发部11使用平面波或者漫射波作为发送超声波，进行并列同时接收处理。

图15表示通过平面波进行8波束并列同时接收的情况。在图15中，实线的箭头表示所发送的平面波的深度方向中的中心轴，由虚线的箭头表示在第1次同时接收的反射波波束。收发部11如图15所示，在1次的超声波收发中，接收8根扫描线上的反射波信号。由此，收发部11能够在1次超声波收发中，根据8根扫描线上的反射波来生成数据。从而，在第3变形例中，当执行第2模式的各种扫描序列时，能够避免帧频减低。

另外，在上述的第1～第4实施方式中说明的超声波成像方法能够由个人计算机(personalcomputer)或工作站(workstation)等的计算机(computer)执行预先准备的超声波成像程序来实现。该超声波成像程序能够经由因特网(internet)等网络(network)来发布。另外，该超声波成像程序还能够通过记录于硬盘(harddisk)、软盘(flexibledisk)（FD）、CD-ROM、MO、DVD等计算机可读的非暂时性的记录介质中，由计算机从非暂时性的记录介质中读出来执行。

以上，如所说明那样，根据第1实施方式～第4实施方式，能够以高气泡组织比和高深部灵敏度进行超声波造影。

虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略，置换，变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或主旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。

Claims (12)

1.一种超声波诊断装置，其中，具备:

收发部,其在被投放了造影剂的被检体的摄影部位的同一扫描线上，合计进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发来输出多组的量的反射波数据，在上述第1组超声波收发中包括使用了振幅相位调制法的多次超声波收发，在上述第2组超声波收发中包括使用了振幅调制法的多次超声波收发，

加减法部，其对上述多组的量的反射波数据进行相加或者相减；以及

图像生成部，其根据从上述加减法部输出的数据来生成造影图像数据。

2.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部合计交替进行至少2组以上上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发。

3.根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部在上述第1组超声波收发以及上述第2组超声波收发中，分别将振幅调制大的发送超声波的极性设为同一极性。

4.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部使在上述第2组超声波收发中进行多次的各发送超声波的极性分别从在上述第1组超声波收发中进行多次的各发送超声波的极性反转。

5.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部在交替合计进行4组以上上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发时，使第奇数进行的第1组超声波收发和第偶数进行的第1组超声波收发的发送极性反转，使第奇数进行的第2组超声波收发和第偶数进行的第2组超声波收发的发送极性反转。

6.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，还具备：

输入部，其为了进行超声波造影而接受切换要求并且接受在第2模式中进行的组数，上述切换要求从进行1种超声波收发的第1模式向交替合计进行多组上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发的上述第2模式切换；和

控制部，其当上述输入部接受到上述切换要求以及上述组数时，设定上述第2模式中的超声波收发条件。

7.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，还具备：

输入部，其为了进行超声波造影而接受切换要求，上述切换要求从进行1种超声波收发的第1模式向交替合计进行多组上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发的第2模式切换；和

控制部，其当上述输入部接受到上述切换要求时，根据通过使上述第2模式的组数发生变化而生成的造影图像数据的信噪比，来设定上述第2模式下的发送组数。

8.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部使用平面波或者漫射波作为发送超声波，进行并列同时接收处理。

9.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部根据上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发的合计组数，来对超声波的发送输出进行调整。

10.根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其中，

上述收发部根据上述第1组超声波收发和上述第2组超声波收发的合计组数，来对深度方向的增益进行调整。

11.一种超声波成像方法，其中，包含：

收发部在被投放了造影剂的被检体的摄影部位的同一扫描线上，合计进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发来输出多组的量的反射波数据，在上述第1组超声波收发中包括使用了振幅相位调制法的多次超声波收发，在上述第2组超声波收发中包括使用了振幅调制法的多次超声波收发；

加减法部对上述多组的量的反射波数据进行相加或者相减；并且

图像生成部根据从上述加减法部输出的数据来生成造影图像数据。

12.一种超声波诊断装置，其中，具备:

收发部,其在被投放了造影剂的被检体的摄影部位的同一扫描线上，合计进行多组第1组超声波收发和第2组超声波收发来输出多组的量的反射波数据，在上述第1组超声波收发中包括使用了振幅相位调制法的多次超声波收发，在上述第2组超声波收发中包括使用了振幅相位调制法的多次超声波收发，

加减法部，其对上述多组的量的反射波数据进行相加或者相减；以及

图像生成部，其根据从上述加减法部输出的数据来生成造影图像数据，

在上述第1组超声波收发中的振幅相位调制法与上述第2组超声波收发中的振幅相位调制法中，相位调制不同。