JP2018020114A - Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic imaging program - Google Patents

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To remove noise.SOLUTION: An ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe, a calculation part and an image generation part. The ultrasonic probe sequentially executes one set of ultrasonic transmission composed of only transmission of first ultrasonic waves of a first phase and transmission of second ultrasonic waves of a second phase which is substantially different by 90 degrees from the first phase along a plurality of scan lines. The calculation part generates a subtraction signal by subtracting a second echo signal corresponding to the second ultrasonic waves from a first echo signal corresponding to the first ultrasonic waves acquired through the ultrasonic probe. The image generation part generates an ultrasonic image on the basis of the subtraction signal generated concerning the plurality of scan lines.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置及び超音波イメージングプログラムに関する。   Embodiments described herein relate generally to an ultrasound diagnostic apparatus and an ultrasound imaging program.

従来、超音波診断装置において、複数の振動素子が一列に配置された１次元超音波プローブ（「１Ｄアレイプローブ」とも表記する）や、複数の振動素子がマトリクス状に配置された２次元超音波プローブ（「２Ｄアレイプローブ」とも表記する）が利用されている。２Ｄアレイプローブでは、１Ｄアレイプローブと比べて多くのチャンネルを有するため、１Ｄアレイプローブと比べて空間分解能が高い画像を収集したり、プローブ位置を固定したままスキャン断面を回転させたりすることができる。   Conventionally, in an ultrasonic diagnostic apparatus, a one-dimensional ultrasonic probe (also referred to as “1D array probe”) in which a plurality of vibration elements are arranged in a row, or a two-dimensional ultrasonic wave in which a plurality of vibration elements are arranged in a matrix. Probes (also referred to as “2D array probes”) are used. Since the 2D array probe has more channels than the 1D array probe, it can collect images with higher spatial resolution than the 1D array probe, and can rotate the scan section while fixing the probe position. .

一般的に、２Ｄアレイプローブのチャンネル数は、装置本体側のチャンネル数よりも多い。このため、複数の振動素子をサブアレイと呼ばれるグループに分割し、収集した信号をサブアレイ単位で合成（遅延加算）することで、２Ｄアレイプローブから装置本体側へ送られるチャンネル数を減らすことが行われている。しかしながら、信号を合成する過程でノイズが発生してしまうことがある。   Generally, the number of channels of the 2D array probe is larger than the number of channels on the apparatus main body side. For this reason, the number of channels sent from the 2D array probe to the apparatus main body side is reduced by dividing a plurality of vibration elements into groups called sub-arrays and synthesizing the collected signals in units of sub-arrays (delay addition). ing. However, noise may occur in the process of combining signals.

特開２０１５−０９７６５５号公報Japanese Unexamined Patent Publication No. 2015-097655 特開２００５−３４２１９４号公報JP 2005-342194 A 特開２０１３−０００３５１号公報JP2013-000351A

本発明が解決しようとする課題は、ノイズを除去することができる超音波診断装置及び超音波イメージングプログラムを提供することである。   The problem to be solved by the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic imaging program capable of removing noise.

実施形態の超音波診断装置は、超音波プローブと、演算部と、画像生成部とを備える。超音波プローブは、第１の位相の第１超音波の送信及び前記第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する。演算部は、前記超音波プローブを介して取得された、前記第１超音波に対応する第１エコー信号から前記第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する。画像生成部は、複数の走査線について生成された前記減算信号に基づいて、超音波画像を生成する。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment includes an ultrasonic probe, a calculation unit, and an image generation unit. The ultrasonic probe transmits a set of ultrasonic transmissions including only transmission of the first ultrasonic wave having the first phase and transmission of the second ultrasonic wave having a second phase that is substantially 90 degrees different from the first phase. Execute sequentially along a plurality of scanning lines. The calculation unit generates a subtraction signal by subtracting the second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from the first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave acquired via the ultrasonic probe. . The image generation unit generates an ultrasound image based on the subtraction signal generated for a plurality of scanning lines.

図１は、実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment. 図２は、図１に示すＢモード処理回路の構成例を示すブロック図である。FIG. 2 is a block diagram showing a configuration example of the B-mode processing circuit shown in FIG. 図３Ａは、図１に示す超音波プローブの構成を説明するための図である。FIG. 3A is a diagram for explaining the configuration of the ultrasonic probe shown in FIG. 1. 図３Ｂは、図１に示す超音波プローブの構成を説明するための図である。FIG. 3B is a diagram for explaining the configuration of the ultrasonic probe shown in FIG. 1. 図４は、実施形態に係る超音波診断装置における撮像法を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining an imaging method in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment. 図５は、実施形態に係る超音波診断装置における処理手順を説明するためのフローチャートである。FIG. 5 is a flowchart for explaining a processing procedure in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment. 図６は、実施形態に係る超音波診断装置による効果を説明するための図である。FIG. 6 is a diagram for explaining the effect of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the embodiment. 図７は、その他の実施形態に係る超音波診断装置における処理手順を説明するためのフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart for explaining a processing procedure in the ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment. 図８は、その他の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 8 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment. 図９は、その他の実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。FIG. 9 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus according to another embodiment.

以下、図面を参照して、実施形態に係る超音波診断装置及び超音波イメージングプログラムを説明する。   Hereinafter, an ultrasound diagnostic apparatus and an ultrasound imaging program according to embodiments will be described with reference to the drawings.

（実施形態）
図１は、実施形態に係る超音波診断装置１の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、実施形態に係る超音波診断装置１は、装置本体１００と、超音波プローブ１０１と、入力装置１０２と、ディスプレイ１０３とを備える。超音波プローブ１０１、入力装置１０２、及びディスプレイ１０３は、それぞれ装置本体１００に接続される。 (Embodiment)
FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment. As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment includes an apparatus main body 100, an ultrasonic probe 101, an input device 102, and a display 103. The ultrasonic probe 101, the input device 102, and the display 103 are each connected to the apparatus main body 100.

超音波プローブ１０１は、複数の振動素子（圧電振動子）を有する。超音波プローブ１０１は、被検体Ｐの体表面に接触され、超音波の送受信（超音波走査）を行う。複数の振動素子は、後述する装置本体１００が有する送信回路１１０から供給される駆動信号に基づいて、超音波を発生させる。発生した超音波は、被検体Ｐ内の音響インピーダンスの不整合面で反射され、組織内の散乱体によって散乱された成分等を含む反射波信号（受信エコー）として複数の振動素子にて受信される。超音波プローブ１０１は、複数の振動素子にて受信した反射波信号を、送信回路１１０へ送る。   The ultrasonic probe 101 has a plurality of vibration elements (piezoelectric vibrators). The ultrasonic probe 101 is in contact with the body surface of the subject P, and transmits and receives ultrasonic waves (ultrasonic scanning). The plurality of vibration elements generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission circuit 110 included in the apparatus main body 100 described later. The generated ultrasonic wave is reflected by the mismatched surface of the acoustic impedance in the subject P, and is received by a plurality of vibration elements as a reflected wave signal (received echo) including a component scattered by a scatterer in the tissue. The The ultrasonic probe 101 sends the reflected wave signal received by the plurality of vibration elements to the transmission circuit 110.

なお、本実施形態では、超音波プローブ１０１が、マトリクス状（格子状）に配列された複数の振動素子を有する２次元超音波プローブ（「２Ｄアレイプローブ」とも表記する）である場合を説明するが、これに限定されるものではない。例えば、超音波プローブ１０１は、所定方向に１次元で配列された複数の振動素子を有する１次元超音波プローブ（「１Ｄアレイプローブ」とも表記する）であってもよい。   In the present embodiment, the case where the ultrasonic probe 101 is a two-dimensional ultrasonic probe (also referred to as a “2D array probe”) having a plurality of vibration elements arranged in a matrix (lattice) is described. However, the present invention is not limited to this. For example, the ultrasonic probe 101 may be a one-dimensional ultrasonic probe (also referred to as a “1D array probe”) having a plurality of vibration elements arranged one-dimensionally in a predetermined direction.

入力装置１０２は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等を有し、超音波診断装置１の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１００に対して受け付けた各種設定要求を転送する。   The input device 102 includes a mouse, a keyboard, a button, a panel switch, a touch command screen, a foot switch, a trackball, a joystick, and the like, receives various setting requests from an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus 1, and The various setting requests received are transferred.

ディスプレイ１０３は、超音波診断装置１の操作者が入力装置１０２を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１００において生成された超音波画像データ等を表示したりする。   The display 103 displays a GUI (Graphical User Interface) for the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 to input various setting requests using the input device 102, ultrasonic image data generated in the apparatus main body 100, and the like. Is displayed.

装置本体１００は、超音波プローブ１０１が受信した反射波信号に基づいて、超音波画像データを生成する装置である。図１に示すように、装置本体１００は、例えば、送信回路１１０と、受信回路１２０と、Ｂモード処理回路１３０と、ドプラ処理回路１４０と、画像生成回路１５０と、画像メモリ１６０と、記憶回路１７０と、制御回路１８０とを有する。送信回路１１０、受信回路１２０、Ｂモード処理回路１３０と、ドプラ処理回路１４０、画像生成回路１５０、画像メモリ１６０、記憶回路１７０、及び制御回路１８０は、互いに通信可能に接続される。   The apparatus main body 100 is an apparatus that generates ultrasonic image data based on a reflected wave signal received by the ultrasonic probe 101. As shown in FIG. 1, the apparatus main body 100 includes, for example, a transmission circuit 110, a reception circuit 120, a B-mode processing circuit 130, a Doppler processing circuit 140, an image generation circuit 150, an image memory 160, and a storage circuit. 170 and a control circuit 180. The transmission circuit 110, the reception circuit 120, the B-mode processing circuit 130, the Doppler processing circuit 140, the image generation circuit 150, the image memory 160, the storage circuit 170, and the control circuit 180 are connected to be communicable with each other.

送信回路１１０は、パルサ回路等を有する。パルサ回路は、所定のレート周波数（ＰＲＦ：Pulse Repetition Frequency）で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生し、発生したレートパルスを超音波プローブ１０１に出力する。   The transmission circuit 110 includes a pulsar circuit and the like. The pulsar circuit repeatedly generates a rate pulse for forming a transmission ultrasonic wave at a predetermined rate frequency (PRF: Pulse Repetition Frequency), and outputs the generated rate pulse to the ultrasonic probe 101.

また、送信回路１１０は、制御回路１８０による制御を受けて、後述する送受信制御回路３１に、後述するパルサ３３が出力する駆動信号の振幅の値を出力する。また、送信回路１１０は、制御回路１８０による制御を受けて、後述する遅延加算回路３７における反射波信号の遅延量を出力する。   In addition, the transmission circuit 110 receives the control of the control circuit 180 and outputs the amplitude value of the drive signal output from the pulser 33 described later to the transmission / reception control circuit 31 described later. In addition, the transmission circuit 110 outputs a delay amount of the reflected wave signal in the delay addition circuit 37 described later under the control of the control circuit 180.

受信回路１２０は、Ａ／Ｄ変換器及び受信ビームフォーマを有する。受信回路１２０は、超音波プローブ１０１から出力された反射波信号を受信すると、まず、Ａ／Ｄ変換器が、反射波信号をデジタルデータに変換し、受信ビームフォーマが、これらの各チャンネルからのデジタルデータに対し整相加算処理を行って反射波データを生成し、生成した反射波データをＢモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０に送信する。   The reception circuit 120 includes an A / D converter and a reception beamformer. When the reception circuit 120 receives the reflected wave signal output from the ultrasonic probe 101, first, the A / D converter converts the reflected wave signal into digital data, and the reception beamformer receives signals from these channels. Phased addition processing is performed on the digital data to generate reflected wave data, and the generated reflected wave data is transmitted to the B-mode processing circuit 130 and the Doppler processing circuit 140.

Ｂモード処理回路１３０は、受信回路１２０から出力された反射波データを受信し、受信した反射波データに対して対数増幅、包絡線検波処理等を行って、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。   The B-mode processing circuit 130 receives the reflected wave data output from the receiving circuit 120, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, etc. on the received reflected wave data, and expresses the signal intensity as brightness. Generated data (B-mode data) is generated.

図２は、図１に示すＢモード処理回路の構成例を示すブロック図である。図２に示すように、Ｂモード処理回路１３０は、Ｂモードデータ生成機能１３１と、演算機能１３２と、フィルタ機能１３３とを備える。Ｂモードデータ生成機能１３１は、反射波データに対して、対数増幅処理、包絡線検波処理、対数圧縮処理等を行って、Ｂモードデータを生成する。通常のＢモード撮影が行われている場合には、演算機能１３２及びフィルタ機能１３３による処理は実行されず、Ｂモードデータ生成機能１３１は、受信回路１２０から受信した反射波データからＢモードデータを生成する。一方、演算機能１３２及びフィルタ機能１３３による処理が実行される場合には、Ｂモードデータ生成機能１３１は、フィルタ機能１３３が出力したデータからＢモードデータを生成する。なお、演算機能１３２及びフィルタ機能１３３の処理については、後述する。   FIG. 2 is a block diagram showing a configuration example of the B-mode processing circuit shown in FIG. As shown in FIG. 2, the B-mode processing circuit 130 includes a B-mode data generation function 131, a calculation function 132, and a filter function 133. The B-mode data generation function 131 performs logarithmic amplification processing, envelope detection processing, logarithmic compression processing, and the like on the reflected wave data to generate B-mode data. When normal B-mode imaging is performed, the processing by the calculation function 132 and the filter function 133 is not executed, and the B-mode data generation function 131 converts the B-mode data from the reflected wave data received from the reception circuit 120. Generate. On the other hand, when processing by the calculation function 132 and the filter function 133 is executed, the B-mode data generation function 131 generates B-mode data from the data output by the filter function 133. The processing of the calculation function 132 and the filter function 133 will be described later.

ドプラ処理回路１４０は、受信回路１２０から出力された反射波データを受信し、受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。   The Doppler processing circuit 140 receives the reflected wave data output from the receiving circuit 120, frequency-analyzes velocity information from the received reflected wave data, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and averages them. Data (Doppler data) in which moving body information such as speed, dispersion, and power is extracted for multiple points is generated.

画像生成回路１５０は、Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像生成回路１５０は、Ｂモード処理回路１３０が生成したＢモードデータから反射波の強度を輝度で表したＢモード画像データを生成する。また、画像生成回路１５０は、ドプラ処理回路１４０が生成したドプラデータから移動体情報を表すドプラ画像データを生成する。ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。   The image generation circuit 150 generates ultrasonic image data from the data generated by the B mode processing circuit 130 and the Doppler processing circuit 140. The image generation circuit 150 generates B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is expressed by luminance from the B-mode data generated by the B-mode processing circuit 130. The image generation circuit 150 generates Doppler image data representing moving body information from the Doppler data generated by the Doppler processing circuit 140. The Doppler image data is velocity image data, distributed image data, power image data, or image data obtained by combining these.

ここで、画像生成回路１５０は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成回路１５０は、超音波プローブ１０１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行うことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成回路１５０は、スキャンコンバート以外に、種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行う。また、画像生成回路１５０は、超音波画像データに、種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等を合成する。   Here, the image generation circuit 150 generally converts (scan converts) a scanning line signal sequence of ultrasonic scanning into a scanning line signal sequence of a video format typified by a television or the like, and displays ultrasonic waves for display. Generate image data. Specifically, the image generation circuit 150 generates ultrasonic image data for display by performing coordinate conversion in accordance with the ultrasonic scanning mode by the ultrasonic probe 101. In addition to the scan conversion, the image generation circuit 150 may perform various image processes such as an image process (smoothing process) for regenerating an average luminance image using a plurality of image frames after the scan conversion. Then, image processing (edge enhancement processing) using a differential filter is performed in the image. In addition, the image generation circuit 150 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasonic image data.

画像メモリ１６０は、画像生成回路１５０が生成した画像データ（Ｂモード画像データ、ドプラ画像データ等）を記憶するメモリである。また、画像メモリ１６０は、Ｂモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１６０が記憶するＢモードデータ及びドプラデータは、例えば、操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成回路１５０を経由して表示用の超音波画像データとなる。   The image memory 160 is a memory that stores image data (B-mode image data, Doppler image data, etc.) generated by the image generation circuit 150. The image memory 160 can also store data generated by the B-mode processing circuit 130 and the Doppler processing circuit 140. The B mode data and Doppler data stored in the image memory 160 can be called by an operator, for example, and become ultrasonic image data for display via the image generation circuit 150.

記憶回路１７０は、超音波送受信、画像処理及び表示処理などを行うための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、記憶回路１７０は、必要に応じて、画像メモリ１６０が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、記憶回路１７０が記憶するデータは、図示しないインタフェース部を介して、外部装置へ転送することができる。   The storage circuit 170 stores a control program for performing ultrasonic transmission / reception, image processing, display processing, etc., diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), various data such as diagnostic protocols and various body marks. To do. The storage circuit 170 is also used for storing image data stored in the image memory 160 as necessary. Data stored in the storage circuit 170 can be transferred to an external device via an interface unit (not shown).

制御回路１８０は、超音波診断装置１の処理全体を制御する。具体的には、制御回路１８０は、入力装置１０２を介して操作者から入力された各種設定要求や、記憶回路１７０から読み込んだ各種制御プログラムおよび各種データに基づき、送信回路１１０、受信回路１２０、Ｂモード処理回路１３０、ドプラ処理回路１４０、画像生成回路１５０等の処理を制御する。また、制御回路１８０は、画像メモリ１６０が記憶する超音波画像データをディスプレイ１０３に表示させる。   The control circuit 180 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. Specifically, the control circuit 180 is based on various setting requests input from the operator via the input device 102, various control programs and various data read from the storage circuit 170, the transmission circuit 110, the reception circuit 120, Controls processing of the B-mode processing circuit 130, the Doppler processing circuit 140, the image generation circuit 150, and the like. In addition, the control circuit 180 causes the display 103 to display ultrasonic image data stored in the image memory 160.

なお、装置本体１００に内蔵される送信回路１１０、受信回路１２０、Ｂモード処理回路１３０、ドプラ処理回路１４０、画像生成回路１５０、及び制御回路１８０は、プロセッサ（ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro-Processing Unit）、集積回路等）のハードウェアにより構成される。   The transmission circuit 110, the reception circuit 120, the B-mode processing circuit 130, the Doppler processing circuit 140, the image generation circuit 150, and the control circuit 180 built in the apparatus main body 100 are a processor (CPU (Central Processing Unit), MPU ( Micro-Processing Unit), integrated circuit, etc.).

また、各プロセッサが実行する各処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１７０に記録されている。つまり、各プロセッサは、各プログラムを記憶回路１７０から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現する。例えば、図２に示したＢモードデータ生成機能１３１、演算機能１３２及びフィルタ機能１３３の各処理機能は、Ｂモード処理回路１３０が各処理機能に対応するプログラムを記憶回路１７０から読み出し実行することで、実現される機能である。換言すると、各プログラムを読み出した状態のＢモード処理回路１３０は、図２のＢモード処理回路１３０内に示された各機能を有することとなる。   Each processing function executed by each processor is recorded in the storage circuit 170 in the form of a program that can be executed by a computer, for example. That is, each processor implements a function corresponding to each program by reading each program from the storage circuit 170 and executing it. For example, the B-mode data generation function 131, the calculation function 132, and the filter function 133 shown in FIG. 2 are processed by the B-mode processing circuit 130 reading out and executing a program corresponding to each processing function from the storage circuit 170. It is a function that is realized. In other words, the B-mode processing circuit 130 in the state where each program is read has the functions shown in the B-mode processing circuit 130 of FIG.

なお、図１及び図２においては、単一のＢモード処理回路１３０にて、Ｂモードデータ生成機能１３１、演算機能１３２及びフィルタ機能１３３にて行われる処理機能が実現されるものとして説明するが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより各機能を実現するものとしても構わない。   In FIGS. 1 and 2, it is assumed that processing functions performed by the B-mode data generation function 131, the calculation function 132, and the filter function 133 are realized by a single B-mode processing circuit 130. A processing circuit may be configured by combining a plurality of independent processors, and each function may be realized by each processor executing a program.

ここで、本実施形態において装置本体１００に接続される超音波プローブ１０１について説明する。本実施形態では、超音波プローブ１０１は、複数の振動素子がマトリクス状に２次元で配置された２Ｄアレイプローブである。   Here, the ultrasonic probe 101 connected to the apparatus main body 100 in the present embodiment will be described. In the present embodiment, the ultrasonic probe 101 is a 2D array probe in which a plurality of vibration elements are two-dimensionally arranged in a matrix.

図３Ａ及び図３Ｂは、図１に示す超音波プローブ１０１の構成を説明するための図である。図３Ａには、２次元アレイプローブである超音波プローブ１０１が有する複数の振動素子の配置を例示する。図３Ｂには、超音波プローブ１０１の内部の構成例を例示する。なお、図３Ａ及び図３Ｂの内容はあくまで一例であり、従来の如何なる２次元アレイプローブが適用されてもよい。   3A and 3B are diagrams for explaining the configuration of the ultrasonic probe 101 shown in FIG. FIG. 3A illustrates an arrangement of a plurality of vibration elements included in the ultrasonic probe 101 that is a two-dimensional array probe. FIG. 3B illustrates an example of the internal configuration of the ultrasonic probe 101. The contents of FIGS. 3A and 3B are merely examples, and any conventional two-dimensional array probe may be applied.

図３Ａに示すように、超音波プローブ１０１は、ラテラル方向及びエレベーション方向に複数の振動素子２０（「振動素子群」とも表記する）が並んだ２Ｄアレイプローブである。２Ｄアレイプローブにおいて、超音波プローブ１０１が有する全ての振動素子２０は、メインアレイ２１と呼ばれる。メインアレイ２１は、ラテラル方向及びエレベーション方向に、複数のサブアレイ２２に分割される。サブアレイ２２とは、例えば、メインアレイ２１に対応する複数の振動素子２０が所定数の振動素子２０ごとに分割されたグループ分けを表す。図３Ａに示す例では、サブアレイ２２は、ラテラル方向に並んだ５個の振動素子２０が、エレベーション方向に５列並んだ２５個の振動素子２０を有する。言い換えると、サブアレイ２２は、「５×５」のマトリクス状に配置された２５個の振動素子２０で構成される。なお、図３Ａの例では、一つの振動素子のみに符号「２０」を付し、他の振動素子については符号「２０」を付していない。同様に、一つのサブアレイのみに符号「２２」を付し、他のサブアレイについては符号「２２」を付していない。   As shown in FIG. 3A, the ultrasonic probe 101 is a 2D array probe in which a plurality of vibration elements 20 (also referred to as “vibration element group”) are arranged in the lateral direction and the elevation direction. In the 2D array probe, all the vibration elements 20 included in the ultrasonic probe 101 are referred to as a main array 21. The main array 21 is divided into a plurality of subarrays 22 in the lateral direction and the elevation direction. The subarray 22 represents, for example, a grouping in which a plurality of vibration elements 20 corresponding to the main array 21 are divided for each predetermined number of vibration elements 20. In the example illustrated in FIG. 3A, the sub-array 22 includes 25 vibration elements 20 arranged in five rows in the elevation direction, and five vibration elements 20 arranged in the lateral direction. In other words, the sub-array 22 is composed of 25 vibration elements 20 arranged in a “5 × 5” matrix. In the example of FIG. 3A, only one vibration element is denoted by “20”, and the other vibration elements are not denoted by “20”. Similarly, the symbol “22” is assigned to only one subarray, and the symbol “22” is not assigned to the other subarrays.

図３Ｂに示すように、超音波プローブ１０１は、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）３０を備える。また、超音波プローブ１０１は、ＡＳＩＣ３０上に、送受信制御回路３１、送信遅延回路３２、パルサ３３、送受信スイッチ（Ｔ／Ｒ ＳＷ（Transmission/Reception Switch））３４、低雑音増幅器（ＬＮＡ（Low Noise Amplifier））３５、タイムゲインコントローラ（ＴＧＣ（Time Gain Controller）３６、及び遅延加算回路３７の各電子回路を備える。ここで、超音波プローブ１０１において、１つの振動素子２０に対して１つのチャンネルが割り当てられる。超音波プローブ１０１は、チャンネルごとに、送信遅延回路３２、パルサ３３、送受信スイッチ３４、低雑音増幅器３５、及びタイムゲインコントローラ３６を有する。また、超音波プローブ１０１は、１つのサブアレイ２２に対して、送受信制御回路３１及び遅延加算回路３７を有する。つまり、超音波プローブ１０１は、メインアレイ２１に対して、図３Ｂに示す各電子回路を全てのサブアレイ２２（図３Ａの例では４２個のサブアレイ２２）分だけ備える。なお、ＡＳＩＣ３０は、超音波プローブ１０１に対して１つ又は数個備えられる。   As shown in FIG. 3B, the ultrasonic probe 101 includes an application specific integrated circuit (ASIC) 30. In addition, the ultrasonic probe 101 includes a transmission / reception control circuit 31, a transmission delay circuit 32, a pulser 33, a transmission / reception switch (T / RSW (Transmission / Reception Switch)) 34, a low noise amplifier (LNA) on the ASIC 30. )) 35, a time gain controller (TGC) 36, and a delay addition circuit 37. Here, in the ultrasonic probe 101, one channel is assigned to one vibration element 20. The ultrasonic probe 101 has a transmission delay circuit 32, a pulsar 33, a transmission / reception switch 34, a low noise amplifier 35, and a time gain controller 36 for each channel, and the ultrasonic probe 101 is provided in one subarray 22. On the other hand, a transmission / reception control circuit 31 and a delay addition circuit 37 are provided. 3B with respect to the main array 21 is provided for all the subarrays 22 (42 subarrays 22 in the example of FIG. 3A) with respect to the main array 21. The ASIC 30 includes the ultrasonic probe 101. One or several are provided.

送受信制御回路３１は、超音波の送受信を制御する。例えば、送受信制御回路３１は、送信回路１１０から出力されたレートパルスを受信して、受信したレートパルスを送信遅延回路３２へ送る。また、送受信制御回路３１は、送信回路１１０から出力された反射波信号の遅延時間を受信して、受信した反射波信号の遅延時間を後述する遅延加算回路３７に設定する。   The transmission / reception control circuit 31 controls transmission / reception of ultrasonic waves. For example, the transmission / reception control circuit 31 receives the rate pulse output from the transmission circuit 110 and sends the received rate pulse to the transmission delay circuit 32. Further, the transmission / reception control circuit 31 receives the delay time of the reflected wave signal output from the transmission circuit 110 and sets the delay time of the received reflected wave signal in the delay addition circuit 37 described later.

送信遅延回路３２は、振動素子２０から発生される超音波をビーム状に集束して送信指向性を決定するために必要な振動素子２０ごとの遅延時間を、装置本体１００から供給されたレートパルスに対して与える。例えば、送信遅延回路３２は、送受信制御回路３１から出力されたレートパルスに対し、チャンネルごとに設定された遅延時間を与えてパルサ３３へ出力する。なお、レートパルスに与えられる遅延時間は、送受信制御回路３１により制御される。   The transmission delay circuit 32 uses the rate pulse supplied from the apparatus main body 100 to determine the delay time for each vibration element 20 necessary for focusing the ultrasonic wave generated from the vibration element 20 into a beam and determining the transmission directivity. Give against. For example, the transmission delay circuit 32 gives a delay time set for each channel to the rate pulse output from the transmission / reception control circuit 31 and outputs it to the pulser 33. The delay time given to the rate pulse is controlled by the transmission / reception control circuit 31.

パルサ３３は、所定の振幅値の駆動信号を発生させる。例えば、パルサ３３は、送信遅延回路３２から出力されたレートパルスに基づくタイミングで駆動信号を発生させ、振動素子２０へ出力する。なお、発生される駆動信号の振幅値は、送受信制御回路３１により制御される。   The pulser 33 generates a drive signal having a predetermined amplitude value. For example, the pulser 33 generates a drive signal at a timing based on the rate pulse output from the transmission delay circuit 32 and outputs the drive signal to the vibration element 20. The amplitude value of the generated drive signal is controlled by the transmission / reception control circuit 31.

送受信スイッチ３４は、振動素子２０の接続先を、パルサ３３及び低雑音増幅器３５のいずれか一方に選択的に切り替える。送受信スイッチ３４がパルサ３３に接続される場合、送受信スイッチ３４は、パルサ３３から出力された駆動信号を振動素子２０に送信する。一方、送受信スイッチ３４が低雑音増幅器３５に接続される場合、送受信スイッチ３４は、振動素子２０から送信された反射波信号を低雑音増幅器３５に出力する。   The transmission / reception switch 34 selectively switches the connection destination of the vibration element 20 to one of the pulser 33 and the low noise amplifier 35. When the transmission / reception switch 34 is connected to the pulser 33, the transmission / reception switch 34 transmits the drive signal output from the pulser 33 to the vibration element 20. On the other hand, when the transmission / reception switch 34 is connected to the low noise amplifier 35, the transmission / reception switch 34 outputs the reflected wave signal transmitted from the vibration element 20 to the low noise amplifier 35.

ここで、パルサ３３に駆動信号を発生させるレートパルスは、送信回路１１０に由来する。また、低雑音増幅器３５へ出力される反射波信号は、後述するように、受信回路１２０に受信される。すなわち、送受信スイッチ３０は、超音波プローブ１０１に含まれる振動素子２０の接続先を、送信回路１１０及び受信回路１２０を含む選択肢の中から選択的に切り替える。なお、送受信スイッチ３４は、スイッチング回路の一例である。   Here, the rate pulse that causes the pulser 33 to generate a drive signal is derived from the transmission circuit 110. The reflected wave signal output to the low noise amplifier 35 is received by the receiving circuit 120 as will be described later. That is, the transmission / reception switch 30 selectively switches the connection destination of the vibration element 20 included in the ultrasonic probe 101 from options including the transmission circuit 110 and the reception circuit 120. The transmission / reception switch 34 is an example of a switching circuit.

低雑音増幅器３５は、送受信スイッチ３４を介して、振動素子２０から反射波信号を受信すると、予め設定されたゲインによって受信した反射波信号を増幅し、増幅した反射波信号をタイムゲインコントローラ３６へ出力する。   When the low noise amplifier 35 receives the reflected wave signal from the vibration element 20 via the transmission / reception switch 34, the low noise amplifier 35 amplifies the received reflected wave signal with a preset gain, and sends the amplified reflected wave signal to the time gain controller 36. Output.

タイムゲインコントローラ３６は、低雑音増幅器３５から送信された反射波信号を受信すると、反射波信号を増幅する。そして、タイムゲインコントローラ３６は、増幅した反射波信号を遅延加算回路３７へ出力する。   When receiving the reflected wave signal transmitted from the low noise amplifier 35, the time gain controller 36 amplifies the reflected wave signal. Then, the time gain controller 36 outputs the amplified reflected wave signal to the delay addition circuit 37.

遅延加算回路３７は、タイムゲインコントローラ３６から出力された各チャンネルの反射波信号を受信すると、各チャンネルの反射波信号に対して、受信指向性を決定するのに必要な遅延量を与える遅延処理を実行する。そして、遅延加算回路３７は、遅延処理後の各チャンネルの反射波信号を加算する加算処理を実行し、加算処理後の反射波信号を装置本体１００の受信回路１２０に出力する。この加算処理は、サブアレイ２２内のチャンネルに対して行われる。つまり、遅延加算回路３７は、サブアレイ２２内の各チャンネルの反射波信号をサブアレイ２２ごとに合成（遅延加算処理）する。   When the delay addition circuit 37 receives the reflected wave signal of each channel outputted from the time gain controller 36, the delay adding circuit 37 gives a delay amount necessary for determining the reception directivity to the reflected wave signal of each channel. Execute. Then, the delay addition circuit 37 performs an addition process of adding the reflected wave signals of each channel after the delay process, and outputs the reflected wave signal after the addition process to the reception circuit 120 of the apparatus main body 100. This addition processing is performed for the channels in the subarray 22. That is, the delay addition circuit 37 combines the reflected wave signals of the respective channels in the subarray 22 for each subarray 22 (delay addition processing).

このように、実施形態に係る超音波プローブ１０１は、マトリクス状に配列された複数の振動素子２０を有する２Ｄアレイプローブである。超音波プローブ１０１は、複数の振動素子２０で構成されるサブアレイ２２と、複数のサブアレイ２２で構成されるメインアレイ２１と、サブアレイ２２毎に反射波信号の遅延加算処理を実行する遅延加算回路３７とを備える。   As described above, the ultrasonic probe 101 according to the embodiment is a 2D array probe having a plurality of vibration elements 20 arranged in a matrix. The ultrasonic probe 101 includes a subarray 22 composed of a plurality of vibration elements 20, a main array 21 composed of a plurality of subarrays 22, and a delay addition circuit 37 that executes a delay addition process of reflected wave signals for each subarray 22. With.

ところで、上述した２Ｄアレイプローブを用いる場合、決まったタイミングで生じるノイズが受信エコーに含まれてしまうことがある。例えば、遅延加算回路３７の処理において、遅延メモリに記憶された各チャンネルの遅延時間を繰り返し更新させるために、アナログスイッチが用いられる。このアナログスイッチは、スイッチの切り替え時にノイズ（スイッチノイズ）を発生させる。アナログスイッチは、遅延時間を更新させるために所定の更新レートで切り替わるため、アナログスイッチに由来するノイズも更新レートに従って生じる結果、周期的に生じるノイズ（「周期ノイズ」とも表記する）として受信エコーに含まれてしまうことがある。   By the way, when the 2D array probe described above is used, noise generated at a fixed timing may be included in the reception echo. For example, in the processing of the delay addition circuit 37, an analog switch is used to repeatedly update the delay time of each channel stored in the delay memory. This analog switch generates noise (switch noise) when the switch is switched. Since the analog switch is switched at a predetermined update rate in order to update the delay time, the noise originating from the analog switch is also generated according to the update rate, and as a result, noise generated periodically (also referred to as “periodic noise”) is received in the received echo. May be included.

また、固定ノイズとしては、疑似送信によるノイズ（「固定ノイズ」とも表記する）も受信エコーに含まれてしまうことがある。ここで、疑似送信とは、本来送信されるべきでないタイミングで超音波が送信されてしまうことである。例えば、送受信スイッチ３４における送受信切り替え時のスイッチノイズが振動素子２０に伝わると、本来送信されるべきでないタイミングで微弱な超音波が送信（疑似送信）される。疑似送信は本来の超音波同様に振動素子より送信波として出ていくため、被検体Ｐ内で反射される。反射された受信エコーが振動素子２０に受信されることにより、本来の受信エコーにノイズとして含まれてしまうことがある。具体的には、疑似送信による固定ノイズは、送信側から受信側へ切り替わる場合と、受信側から送信側へ切り替わる場合とに発生するため、本来の受信エコーの前後に出現して信号を三重化させてしまう。   In addition, as fixed noise, noise due to pseudo transmission (also expressed as “fixed noise”) may be included in the received echo. Here, pseudo transmission means that ultrasonic waves are transmitted at a timing that should not be transmitted. For example, when switch noise during transmission / reception switching in the transmission / reception switch 34 is transmitted to the vibration element 20, a weak ultrasonic wave is transmitted (pseudo transmission) at a timing that should not be transmitted. Since the pseudo transmission is transmitted as a transmission wave from the vibration element like the original ultrasonic wave, it is reflected in the subject P. When the reflected reception echo is received by the vibration element 20, the original reception echo may be included as noise. Specifically, fixed noise due to pseudo transmission occurs when switching from the transmitting side to the receiving side and when switching from the receiving side to the transmitting side, so it appears before and after the original reception echo to triple the signal. I will let you.

このように、２Ｄアレイプローブを用いる場合には、周期ノイズや疑似送信による固定ノイズが受信エコーに含まれてしまうことがある。周期ノイズや固定ノイズは、大きさが決まっているため、本来の送信超音波の振幅が低い場合に現れやすいと言える。例えば、マイクロバブルを造影剤として用いるコントラストハーモニックイメージング（Contrast Harmonic Imaging：ＣＨＩ）法においては、送信超音波の振幅が低めに設定されるため、固定ノイズが現れやすい。   As described above, when the 2D array probe is used, periodic noise or fixed noise due to pseudo transmission may be included in the reception echo. Since periodic noise and fixed noise are determined in magnitude, it can be said that they tend to appear when the amplitude of the original transmitted ultrasonic wave is low. For example, in the contrast harmonic imaging (CHI) method using microbubbles as a contrast agent, fixed noise tends to appear because the amplitude of the transmitted ultrasonic wave is set low.

そこで、実施形態に係る超音波診断装置１は、周期ノイズや固定ノイズを除去するために、ＰＳ（Pulse Subtraction）−ＴＨＩ（Tissue Harmonic Imaging）法を応用した以下の撮像法を実行する。   Therefore, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment executes the following imaging method applying a PS (Pulse Subtraction) -THI (Tissue Harmonic Imaging) method in order to remove periodic noise and fixed noise.

すなわち、実施形態に係る超音波診断装置１において、超音波プローブ１０１は、第１の位相の第１超音波の送信及び第１の位相と９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する。演算機能１３２は、超音波プローブ１０１を介して取得された、第１超音波に対応する第１エコー信号から第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する。画像生成回路１５０は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像を生成する。以下、超音波診断装置１における撮像法について説明する。   That is, in the ultrasound diagnostic apparatus 1 according to the embodiment, the ultrasound probe 101 transmits the first ultrasound having the first phase and the second ultrasound having the second phase that is 90 degrees different from the first phase. A set of ultrasonic transmissions consisting of only is sequentially executed along a plurality of scanning lines. The calculation function 132 generates a subtraction signal by subtracting the second echo signal corresponding to the second ultrasound from the first echo signal corresponding to the first ultrasound acquired through the ultrasound probe 101. The image generation circuit 150 generates an ultrasound image based on the subtraction signals generated for a plurality of scanning lines. Hereinafter, an imaging method in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described.

なお、以下の実施形態では、２Ｄアレイプローブを用いる場合に生じる周期ノイズや固定ノイズを除去する処理を説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、上述した疑似送信によるノイズは、２Ｄアレイプローブ以外の超音波プローブ１０１（例えば、１Ｄアレイプローブ）であっても生じるノイズである。したがって、本実施形態は、２Ｄアレイプローブ以外の超音波プローブ１０１を用いる場合にも、周期ノイズや固定ノイズを除去する効果を奏するものである。   In the following embodiment, a process for removing periodic noise and fixed noise generated when a 2D array probe is used will be described, but the embodiment is not limited to this. For example, the above-described noise due to pseudo transmission is noise that occurs even in an ultrasonic probe 101 (for example, a 1D array probe) other than a 2D array probe. Therefore, this embodiment has an effect of removing periodic noise and fixed noise even when the ultrasonic probe 101 other than the 2D array probe is used.

また、以下の実施形態では、２次高調波成分を抽出するＴＨＩ法を実行する場合を説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、以下の実施形態は、３次以上の高調波成分を抽出するＴＨＩ法に適用されても良い。また、以下の実施形態は、ＴＨＩ法に限らず、ＣＨＩ法に適用されても良いし、基本波を含む撮像法に広く適用されてもよい。   Moreover, although the following embodiment demonstrates the case where THI method which extracts a 2nd harmonic component is performed, embodiment is not limited to this. For example, the following embodiments may be applied to the THI method for extracting third-order or higher harmonic components. Further, the following embodiments are not limited to the THI method, and may be applied to the CHI method, or may be widely applied to imaging methods including a fundamental wave.

図４は、実施形態に係る超音波診断装置１における撮像法を説明するための図である。図４には、２回の超音波の送信からなる１セットの超音波送信により収集された２回分のエコー信号を減算する処理を例示する。   FIG. 4 is a diagram for explaining an imaging method in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment. FIG. 4 illustrates a process of subtracting two echo signals collected by one set of ultrasonic transmissions consisting of two ultrasonic transmissions.

図４において、左側の波形は、１波目の送信により得られた１波目のエコー信号（第１エコー信号）の波形を表す。また、中央の波形は、２波目の送信により得られた２波目のエコー信号（第２エコー信号）の波形を表す。また、右側の波形は、減算信号の波形を表す。図４に示す例では、左側の波形のエコー信号から中央の波形のエコー信号を減算することで、右側の波形の減算信号を得る場合を例示する。また、各波形において、横軸は時間に対応し、縦軸は振幅に対応する。   In FIG. 4, the left waveform represents the waveform of the first wave echo signal (first echo signal) obtained by the first wave transmission. The central waveform represents the waveform of the second wave echo signal (second echo signal) obtained by the second wave transmission. The right waveform represents the waveform of the subtraction signal. In the example illustrated in FIG. 4, a case where the right-side waveform subtraction signal is obtained by subtracting the center-waveform echo signal from the left-side waveform echo signal is illustrated. In each waveform, the horizontal axis corresponds to time, and the vertical axis corresponds to amplitude.

例えば、送信回路１１０は、制御回路１８０により設定されたスキャンシーケンスに従って、超音波プローブ１０１に超音波走査を実行させる。具体的には、送信回路１１０は、第１の位相の第１超音波の送信及び第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する超音波走査を、超音波プローブ１０１に実行させる。   For example, the transmission circuit 110 causes the ultrasonic probe 101 to perform ultrasonic scanning according to the scan sequence set by the control circuit 180. Specifically, the transmission circuit 110 includes one set of transmission of the first ultrasonic wave of the first phase and transmission of the second ultrasonic wave of the second phase that is substantially 90 degrees different from the first phase. The ultrasonic probe 101 is caused to execute ultrasonic scanning for sequentially executing ultrasonic transmission along a plurality of scanning lines.

つまり、送信回路１１０は、走査範囲に含まれる各走査線に対して、２回の超音波の送信からなる１セットの超音波送信を超音波プローブ１０１に実行させる。例えば、送信回路１１０は、１波目（１回目）の超音波（第１超音波）の送信として、正弦波の超音波を送信させ、２波目（２回目）の超音波（第２超音波）の送信として、１波目の超音波に対して位相を９０°回転させた超音波（余弦波）を送信させる。これにより、超音波プローブ１０１は、１波目の超音波の送信として、正弦波の超音波を送信し、２波目の超音波の送信として、１波目の超音波に対して位相を９０°回転させた超音波を送信する１セットの超音波送信を、各走査線に対して順々に実行する。   That is, the transmission circuit 110 causes the ultrasonic probe 101 to execute one set of ultrasonic transmission including two ultrasonic transmissions for each scanning line included in the scanning range. For example, the transmission circuit 110 transmits a sine wave as a first wave (first wave) (first wave), and a second wave (second wave) (second wave). As the transmission of the sound wave, an ultrasonic wave (cosine wave) whose phase is rotated by 90 ° with respect to the first ultrasonic wave is transmitted. As a result, the ultrasonic probe 101 transmits a sine wave as the transmission of the first wave, and the phase of the first wave is 90 as the transmission of the second wave. A set of ultrasonic transmissions for transmitting rotated ultrasonic waves is sequentially performed for each scanning line.

そして、受信回路１２０は、各走査線に対して、２回のエコー信号を含む反射波データを生成する。例えば、受信回路１２０は、１波目の送信超音波により得られる１波目のエコー信号と、２波目の送信超音波により得られる２波目のエコー信号とを含む反射波データを生成する（図４参照）。受信回路１２０は、生成した反射波データを、演算機能１３２へ出力する。   Then, the receiving circuit 120 generates reflected wave data including two echo signals for each scanning line. For example, the reception circuit 120 generates reflected wave data including a first wave echo signal obtained by the first wave transmission ultrasonic wave and a second wave echo signal obtained by the second wave transmission ultrasonic wave. (See FIG. 4). The receiving circuit 120 outputs the generated reflected wave data to the calculation function 132.

演算機能１３２は、超音波プローブ１０１を介して取得された、第１超音波に対応する第１エコー信号から第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する。なお、演算機能１３２は、演算部の一例である。   The calculation function 132 generates a subtraction signal by subtracting the second echo signal corresponding to the second ultrasound from the first echo signal corresponding to the first ultrasound acquired through the ultrasound probe 101. The calculation function 132 is an example of a calculation unit.

ここで、上述した周期ノイズや固定ノイズは、超音波を送受信するごとに、決まったタイミングで含まれるノイズである。つまり、周期ノイズや固定ノイズは、１波目のエコー信号にも２波目のエコー信号にも、決まったタイミングで含まれている。そこで、演算機能１３２は、図４に示すように、１波目のエコー信号から２波目のエコー信号を１回減算する。これにより、演算機能１３２は、１波目のエコー信号及び２波目のエコー信号において決まったタイミングで含まれる周期ノイズや固定ノイズを除去することができる。そして、演算機能１３２は、１波目のエコー信号から２波目のエコー信号を１回減算することにより、減算信号を生成する。演算機能１３２は、複数の走査線それぞれについて減算信号を生成し、生成した各走査線の減算信号をフィルタ機能１３３へ出力する。   Here, the above-described periodic noise and fixed noise are noises included at a fixed timing each time ultrasonic waves are transmitted and received. That is, the periodic noise and the fixed noise are included in the first echo signal and the second echo signal at a fixed timing. Therefore, as shown in FIG. 4, the calculation function 132 subtracts the second echo signal once from the first wave echo signal. Thereby, the calculation function 132 can remove the periodic noise and the fixed noise included at a predetermined timing in the first wave echo signal and the second wave echo signal. Then, the calculation function 132 generates a subtraction signal by subtracting the second wave echo signal once from the first wave echo signal. The calculation function 132 generates a subtraction signal for each of the plurality of scanning lines, and outputs the generated subtraction signal for each scanning line to the filter function 133.

フィルタ機能１３３は、演算機能１３２から出力された減算信号に対して、ハイパスフィルタ又はバンドパスフィルタを適用する。例えば、フィルタ機能１３３は、各走査線の減算信号に含まれる基本波成分を取り除き、２次高調波成分を抽出するフィルタを適用する。なお、フィルタ機能１３３は、フィルタ部の一例である。   The filter function 133 applies a high-pass filter or a band-pass filter to the subtraction signal output from the calculation function 132. For example, the filter function 133 applies a filter that removes the fundamental wave component included in the subtraction signal of each scanning line and extracts the second harmonic component. The filter function 133 is an example of a filter unit.

図４に示す例では、１波目のエコー信号に含まれる基本波成分の波形４０は、ｓｉｎθで表される。この場合、１波目のエコー信号に含まれる２次高調波成分の波形４１は、ｓｉｎ２θで表される。また、２波目のエコー信号に含まれる基本波成分の波形４２は、１波目の位相が９０°回転された位相であるため、ｃｏｓθで表される。この場合、２波目のエコー信号に含まれる２次高調波成分の波形４３は、−ｓｉｎ２θで表される。   In the example shown in FIG. 4, the waveform 40 of the fundamental wave component included in the first wave echo signal is represented by sin θ. In this case, the waveform 41 of the second harmonic component included in the first wave echo signal is represented by sin 2θ. The waveform 42 of the fundamental wave component included in the second echo signal is represented by cos θ because the phase of the first wave is a phase rotated by 90 °. In this case, the waveform 43 of the second harmonic component included in the second echo signal is represented by −sin 2θ.

ここで、２次高調波成分に着目すると、１波目の２次高調波成分の波形４１から２波目の２次高調波成分の波形４３が減算された結果、減算信号に含まれる２次高調波成分の波形４４の振幅は、減算前の振幅と比べて２倍になる。そこで、フィルタ機能１３３は、例えば、各走査線の減算信号に対してハイパスフィルタ（若しくはバンドパスフィルタ）を適用することで、波形４４で表される２次高調波成分をそれぞれ抽出する。フィルタ機能１３３は、抽出した２次高調波成分を含む各走査線の減算信号を、Ｂモードデータ生成機能１３１へ出力する。   Here, focusing on the second harmonic component, as a result of subtracting the second harmonic component waveform 43 from the second harmonic component waveform 41 of the first wave, the secondary component included in the subtraction signal is obtained. The amplitude of the harmonic component waveform 44 is twice that of the amplitude before subtraction. Therefore, the filter function 133 extracts a second harmonic component represented by the waveform 44, for example, by applying a high-pass filter (or band-pass filter) to the subtraction signal of each scanning line. The filter function 133 outputs a subtraction signal for each scanning line including the extracted second harmonic component to the B-mode data generation function 131.

これにより、Ｂモードデータ生成機能１３１は、各走査線の減算信号を用いてＢモードデータを生成する。そして、画像生成回路１５０は、Ｂモードデータ生成機能１３１により生成されたＢモードデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成回路１５０は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成回路１５０は、フィルタ機能１３３により抽出された２次高調波成分を用いて、超音波画像データを生成する。   Thereby, the B mode data generation function 131 generates B mode data using the subtraction signal of each scanning line. Then, the image generation circuit 150 generates ultrasonic image data from the B mode data generated by the B mode data generation function 131. That is, the image generation circuit 150 generates ultrasonic image data based on the subtraction signals generated for a plurality of scanning lines. Specifically, the image generation circuit 150 generates ultrasonic image data using the second harmonic component extracted by the filter function 133.

このように、実施形態に係る超音波診断装置１は、１回の減算により、固定ノイズを除去するとともに、２次高調波成分が２倍（６ｄＢ）となった減算信号を生成する。なお、図４の内容はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、１波目として送信される超音波は、正弦波に限定されるものではなく、任意の初期位相を有する超音波であってよい。   As described above, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment generates a subtraction signal in which the fixed noise is removed by one subtraction and the second harmonic component is doubled (6 dB). 4 is merely an example, and the present invention is not limited to this. For example, the ultrasonic wave transmitted as the first wave is not limited to a sine wave, and may be an ultrasonic wave having an arbitrary initial phase.

また、１波目の送信超音波の位相と２波目の送信超音波の位相の差は、９０°に限定されるものではなく、例えば、２７０°であっても良い。言い換えると、超音波プローブ１０１は、第１の位相の第１超音波の送信及び第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する。   Further, the difference between the phase of the first transmission ultrasonic wave and the phase of the second transmission ultrasonic wave is not limited to 90 °, and may be 270 °, for example. In other words, the ultrasonic probe 101 includes a set of supersonic waves composed of only the transmission of the first ultrasonic wave having the first phase and the transmission of the second ultrasonic wave having a second phase that is substantially 90 degrees different from the first phase. Sonic transmission is performed sequentially along a plurality of scan lines.

図５は、実施形態に係る超音波診断装置１における処理手順を説明するためのフローチャートである。図５に示す処理手順は、例えば、撮像を開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合に、開始される。   FIG. 5 is a flowchart for explaining a processing procedure in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment. The processing procedure illustrated in FIG. 5 is started, for example, when an instruction to start imaging is received from the operator.

図５に示すように、例えば、入力装置１０２が撮像を開始する旨の指示を操作者から受け付けると（ステップＳ１０１肯定）、制御回路１８０は、ステップＳ１０２以降の処理を開始する。なお、撮像を開始する旨の指示を受け付けるまで（ステップＳ１０１否定）、制御回路１８０は、以下の処理を開始せず、待機状態である。   As illustrated in FIG. 5, for example, when the input device 102 receives an instruction from the operator to start imaging (Yes at Step S <b> 101), the control circuit 180 starts the processes after Step S <b> 102. Until an instruction to start imaging is received (No at step S101), the control circuit 180 does not start the following process and is in a standby state.

撮像が開始されると、超音波プローブ１０１は、第１の位相の第１超音波の送信及び第１の位相と９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する（ステップＳ１０２）。   When imaging is started, the ultrasonic probe 101 includes only one set of transmission of the first ultrasound of the first phase and transmission of the second ultrasound of the second phase that is 90 degrees different from the first phase. Ultrasonic transmission is sequentially performed along a plurality of scanning lines (step S102).

続いて、演算機能１３２は、超音波プローブ１０１を介して取得された、第１超音波に対応する第１エコー信号から第２超音波に対応する第２エコー信号を減算して、減算信号を生成する（ステップＳ１０３）。例えば、演算機能１３２は、１波目のエコー信号から２波目のエコー信号を１回減算することで、固定ノイズを除去した減算信号を生成する。   Subsequently, the calculation function 132 subtracts the second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from the first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave acquired via the ultrasonic probe 101 to obtain the subtraction signal. Generate (step S103). For example, the calculation function 132 generates a subtraction signal from which fixed noise is removed by subtracting the second wave echo signal once from the first wave echo signal.

そして、フィルタ機能１３３は、複数の走査線ごとの減算信号に対して、ハイパスフィルタを適用する（ステップＳ１０４）。例えば、フィルタ機能１３３は、各走査線の減算信号に含まれる基本波成分をハイパスフィルタにより取り除き、２次高調波成分を抽出する。   Then, the filter function 133 applies a high-pass filter to the subtraction signal for each of the plurality of scanning lines (step S104). For example, the filter function 133 removes the fundamental wave component included in the subtraction signal of each scanning line with a high-pass filter and extracts the second harmonic component.

そして、画像生成回路１５０は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像を生成する（ステップＳ１０５）。例えば、画像生成回路１５０は、Ｂモードデータ生成機能１３１によって減算信号から生成されたＢモードデータを用いて、超音波画像データを生成する。   Then, the image generation circuit 150 generates an ultrasonic image based on the subtraction signals generated for the plurality of scanning lines (step S105). For example, the image generation circuit 150 generates ultrasound image data using the B mode data generated from the subtraction signal by the B mode data generation function 131.

ここで、略リアルタイムで撮像を行う場合には、超音波診断装置１は、ステップＳ１０２〜ステップＳ１０５の処理を繰り返し実行することで、略リアルタイムの超音波画像データを生成し、表示する。そして、撮像を終了する旨の操作を操作者から受け付けた場合に、超音波診断装置１は、図５の処理手順を終了する。   Here, when imaging in substantially real time, the ultrasound diagnostic apparatus 1 generates and displays substantially real-time ultrasound image data by repeatedly executing the processing in steps S102 to S105. Then, when an operation to end imaging is received from the operator, the ultrasound diagnostic apparatus 1 ends the processing procedure of FIG.

なお、図５の内容はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、ステップＳ１０４の処理は、必ずしも実行されなくてもよい。この場合、２次高調波成分の抽出が行われないので、基本波成分を含む減算信号が超音波画像データの生成に利用されることとなる。   5 is merely an example, and the present invention is not limited to this. For example, the process of step S104 is not necessarily executed. In this case, since the extraction of the second harmonic component is not performed, the subtraction signal including the fundamental wave component is used for generating the ultrasonic image data.

また、例えば、ステップＳ１０４の処理は、ステップＳ１０３の処理の前に実行されてもよい。この場合、フィルタ機能１３３は、第１エコー信号及び第２エコー信号を含む反射波データに対してハイパスフィルタを適用して、第１エコー信号及び第２エコー信号に含まれる基本波成分を取り除き、２次高調波成分を抽出する。そして、演算機能１３２は、抽出された第１エコー信号及び第２エコー信号の２次高調波成分を用いて、減算信号を生成する。   For example, the process of step S104 may be performed before the process of step S103. In this case, the filter function 133 applies a high-pass filter to the reflected wave data including the first echo signal and the second echo signal to remove the fundamental wave component included in the first echo signal and the second echo signal, Second harmonic components are extracted. Then, the arithmetic function 132 generates a subtraction signal using the extracted second harmonic components of the first echo signal and the second echo signal.

このように、実施形態に係る超音波診断装置１は、ＰＳ−ＴＨＩ法を応用した撮像法を実行することで、ノイズを除去することができる。   As described above, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment can remove noise by executing an imaging method to which the PS-THI method is applied.

図６は、実施形態に係る超音波診断装置１による効果を説明するための図である。図６の左図には、超音波診断装置１の撮像法を適用しない場合の超音波画像５０を例示し、図６の右図には、超音波診断装置１の撮像法を適用した場合の超音波画像５１を例示する。なお、超音波画像５０及び超音波画像５１は、ノイズレベルを同程度に調整した場合の画像である。   FIG. 6 is a diagram for explaining the effect of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment. 6 illustrates an ultrasonic image 50 when the imaging method of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is not applied, and the right diagram of FIG. 6 illustrates the case where the imaging method of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is applied. The ultrasonic image 51 is illustrated. The ultrasonic image 50 and the ultrasonic image 51 are images when the noise level is adjusted to the same level.

ここで、超音波診断装置１の撮像法を適用した場合の超音波画像５１において、減算信号に含まれる２次高調波成分の振幅は、「ｓｉｎ２θ−（−ｓｉｎ２θ）＝２ｓｉｎ２θ」となり、減算前の振幅と比べて２倍になる。この結果、図６に示すように、ノイズレベルを同程度に調整すると、超音波画像５１は、超音波画像５０と比べて明るく描出される。つまり、超音波診断装置１の撮像法により、Ｓ／Ｎ（Signal to Noise）比が６ｄＢ（２０×ｌｏｇ２＝６）改善したことがわかる。また、図示しないが、超音波画像５０及び超音波画像５１の信号レベルを同程度に調整すると、超音波画像５１では超音波画像５０よりも実際に６ｄＢ少ないゲインで画像が得られる。すなわち、超音波診断装置１の撮像法により、Ｓ／Ｎ（Signal to Noise）比が６ｄＢ改善したと言える。   Here, in the ultrasonic image 51 when the imaging method of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is applied, the amplitude of the second harmonic component included in the subtraction signal is “sin2θ − (− sin2θ) = 2sin2θ”, which is before subtraction. It becomes twice as large as the amplitude of. As a result, as shown in FIG. 6, when the noise level is adjusted to the same level, the ultrasonic image 51 is rendered brighter than the ultrasonic image 50. That is, it can be seen that the S / N (Signal to Noise) ratio is improved by 6 dB (20 × log2 = 6) by the imaging method of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. Although not shown, when the signal levels of the ultrasonic image 50 and the ultrasonic image 51 are adjusted to the same level, the ultrasonic image 51 can obtain an image with a gain that is actually 6 dB less than that of the ultrasonic image 50. That is, it can be said that the S / N (Signal to Noise) ratio is improved by 6 dB by the imaging method of the ultrasonic diagnostic apparatus 1.

（その他の実施形態）
上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてもよい。 (Other embodiments)
In addition to the above-described embodiment, various other forms may be implemented.

（振幅変調）
例えば、上記の実施形態では、位相変調を行った２回の超音波送信からなる１セットの超音波走査を行う場合を説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、振幅変調を行った２回の超音波送信からなる１セットの超音波走査を行った場合にも、同様の処理を実行することができる。 (Amplitude modulation)
For example, in the above-described embodiment, a case where one set of ultrasonic scanning including two ultrasonic transmissions subjected to phase modulation is performed is described, but the embodiment is not limited thereto. For example, the same processing can be executed when one set of ultrasonic scanning consisting of two ultrasonic transmissions subjected to amplitude modulation is performed.

図７は、その他の実施形態に係る超音波診断装置１における処理手順を説明するためのフローチャートである。図７に示す処理手順は、例えば、撮像を開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合に、開始される。   FIG. 7 is a flowchart for explaining a processing procedure in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to another embodiment. The processing procedure illustrated in FIG. 7 is started, for example, when an instruction to start imaging is received from the operator.

図７に示すように、例えば、入力装置１０２が撮像を開始する旨の指示を操作者から受け付けると（ステップＳ２０１肯定）、制御回路１８０は、ステップＳ２０２以降の処理を開始する。なお、撮像を開始する旨の指示を受け付けるまで（ステップＳ２０１否定）、制御回路１８０は、以下の処理を開始せず、待機状態である。   As shown in FIG. 7, for example, when the input device 102 receives an instruction from the operator to start imaging (Yes at Step S <b> 201), the control circuit 180 starts the processes after Step S <b> 202. Until an instruction to start imaging is received (No at Step S201), the control circuit 180 is in a standby state without starting the following processing.

撮像が開始されると、超音波プローブ１０１は、第１の振幅の第１超音波と第１の振幅より小さい第２超音波のみからなる１セットの送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する（ステップＳ２０２）。例えば、送信回路１１０は、振幅変調を行って、第１超音波、及び、第１超音波の振幅より小さい振幅の第２超音波のみからなる１セットの超音波送信を各走査線に対して実行する超音波走査を、超音波プローブ１０１に実行させる。   When the imaging is started, the ultrasonic probe 101 sequentially transmits a set of transmissions including only a first ultrasonic wave having a first amplitude and a second ultrasonic wave having a smaller amplitude than the first amplitude along a plurality of scanning lines. It executes each time (step S202). For example, the transmission circuit 110 performs amplitude modulation, and transmits a set of ultrasonic transmissions including only the first ultrasonic wave and the second ultrasonic wave having an amplitude smaller than the amplitude of the first ultrasonic wave to each scanning line. The ultrasonic probe 101 is caused to execute the ultrasonic scan to be executed.

続いて、演算機能１３２は、第１超音波に対応する第１エコー信号の強度から第２超音波に対応する第２エコー信号の強度の相対的関係を維持したまま減算して、減算信号を生成する（ステップＳ２０３）。例えば、演算機能１３２は、第１エコー信号の強度及び第２エコー信号の強度のうちいずれか一方を変調させたり、両者を異なる倍率で変調させたりする通常の振幅変調法とは異なり、第１エコー信号の強度及び第２エコー信号の強度の相対的関係を維持したまま減算する。つまり、第１エコー信号の強度及び第２エコー信号の強度を変調させずに減算するか、変調させる場合には両者を同じ倍率で変調させた上で減算する。これにより、演算機能１３２は、固定ノイズを除去した減算信号を生成する。   Subsequently, the calculation function 132 subtracts the subtraction signal from the intensity of the first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave while maintaining the relative relationship of the intensity of the second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave. Generate (step S203). For example, the calculation function 132 is different from a normal amplitude modulation method in which one of the intensity of the first echo signal and the intensity of the second echo signal is modulated or both are modulated at different magnifications. Subtraction is performed while maintaining the relative relationship between the intensity of the echo signal and the intensity of the second echo signal. That is, the intensity of the first echo signal and the intensity of the second echo signal are subtracted without being modulated, or in the case of modulation, both are modulated with the same magnification and then subtracted. Thereby, the calculation function 132 generates a subtraction signal from which fixed noise is removed.

そして、フィルタ機能１３３は、複数の走査線ごとの減算信号に対して、ハイパスフィルタを適用する（ステップＳ２０４）。例えば、フィルタ機能１３３は、各走査線の減算信号に含まれる基本波成分をハイパスフィルタにより取り除き、２次高調波成分を抽出する。   Then, the filter function 133 applies a high-pass filter to the subtraction signal for each of the plurality of scanning lines (step S204). For example, the filter function 133 removes the fundamental wave component included in the subtraction signal of each scanning line with a high-pass filter and extracts the second harmonic component.

そして、画像生成回路１５０は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像を生成する（ステップＳ２０５）。例えば、画像生成回路１５０は、Ｂモードデータ生成機能１３１によって減算信号から生成されたＢモードデータを用いて、超音波画像データを生成する。   Then, the image generation circuit 150 generates an ultrasonic image based on the subtraction signals generated for the plurality of scanning lines (step S205). For example, the image generation circuit 150 generates ultrasound image data using the B mode data generated from the subtraction signal by the B mode data generation function 131.

なお、図７の内容はあくまで一例であり、これに限定されるものではない。例えば、ステップＳ２０４の処理は、必ずしも実行されなくてもよい。また、例えば、ステップＳ２０４の処理は、ステップＳ２０３の処理の前に実行されてもよい。   7 is merely an example, and the present invention is not limited to this. For example, the process of step S204 is not necessarily executed. For example, the process of step S204 may be performed before the process of step S203.

（３次以上の高調波成分の利用）
また、例えば、上記の実施形態では、２次高調波成分を用いた撮像法を説明したが、これに限らず、３次以上の高調波成分が利用されても良い。 (Use of third-order or higher harmonic components)
For example, in the above embodiment, the imaging method using the second harmonic component has been described. However, the present invention is not limited to this, and a third or higher harmonic component may be used.

例えば、超音波プローブ１０１は、１波目の超音波の送信と、１波目の超音波に対して位相を６０°回転させた２波目の超音波の送信とを１セットとする超音波送信を、各走査線に対して順々に実行する。この場合、１波目のエコー信号に含まれる３次高調波成分の波形は、ｓｉｎ３θで表される。また、２波目のエコー信号に含まれる３次高調波成分の波形は、１波目の位相が６０°回転された位相であるため、−ｓｉｎ３θで表される。   For example, the ultrasonic probe 101 has one set of ultrasonic transmission of the first wave and transmission of the second ultrasonic wave whose phase is rotated by 60 ° with respect to the first ultrasonic wave. Transmission is performed sequentially for each scan line. In this case, the waveform of the third harmonic component included in the first wave echo signal is represented by sin3θ. The waveform of the third harmonic component included in the second echo signal is represented by −sin 3θ because the phase of the first wave is a phase rotated by 60 °.

そして、演算機能１３２は、１波目のエコー信号から２波目のエコー信号を減算することにより減算信号を生成する。この場合、３次高調波成分の振幅は、「ｓｉｎ３θ−（−ｓｉｎ３θ）＝２ｓｉｎ３θ」となり、減算前の振幅と比べて２倍になる。これにより、超音波診断装置１は、固定ノイズを除去しつつ、高調波成分の感度を得ることができる。すなわち、超音波診断装置１において、フィルタ機能１３３は、少なくとも２次以上の高調波成分を抽出する。   Then, the calculation function 132 generates a subtraction signal by subtracting the second wave echo signal from the first wave echo signal. In this case, the amplitude of the third harmonic component is “sin3θ − (− sin3θ) = 2sin3θ”, which is twice the amplitude before subtraction. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can obtain the sensitivity of the harmonic component while removing the fixed noise. That is, in the ultrasonic diagnostic apparatus 1, the filter function 133 extracts at least a second-order or higher harmonic component.

（ホワイトノイズによる減算処理）
また、例えば、上記の実施形態では、２回の超音波の送信を１セットの超音波送信として実行する場合を説明したが、これに限定されるものではない。例えば、２回目の超音波送信を行わずにホワイトノイズを収集し、減算処理を行っても良い。 (Subtraction processing by white noise)
For example, in the above-described embodiment, the case where two ultrasonic transmissions are executed as one set of ultrasonic transmission has been described. However, the present invention is not limited to this. For example, white noise may be collected without performing the second ultrasonic transmission, and the subtraction process may be performed.

すなわち、超音波プローブ１０１は、超音波の送信を行った後に、送信超音波によるエコー信号を受信する。次に、超音波プローブ１０１は、超音波の送信を行わずに、エコー信号を受信する処理と同様の受信処理を行って、ホワイトノイズのノイズ信号を受信する。このノイズ信号には、通常のホワイトノイズも含まれるものの、２Ｄアレイプローブにおける遅延加算処理により、周期ノイズも含まれることとなる。   That is, the ultrasonic probe 101 receives an echo signal from the transmitted ultrasonic wave after transmitting the ultrasonic wave. Next, the ultrasonic probe 101 performs a reception process similar to the process of receiving an echo signal without transmitting an ultrasonic wave, and receives a noise signal of white noise. Although this noise signal includes normal white noise, it also includes periodic noise due to the delay addition processing in the 2D array probe.

そして、演算機能１３２は、超音波プローブ１０１により生成されたエコー信号から、ノイズ信号を減算して、減算信号を生成する。これにより、超音波診断装置１は、エコー信号から周期ノイズを除去することができる。   The calculation function 132 then subtracts the noise signal from the echo signal generated by the ultrasonic probe 101 to generate a subtraction signal. Thereby, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 can remove periodic noise from the echo signal.

（高機能型超音波プローブを用いた超音波診断装置への適用）
近年、超音波の送受信に関する主要な機能を超音波プローブの筐体内に組み込み、この超音波プローブ（以下、「高機能型超音波プローブ」と称する）をパーソナルコンピュータやタブレット端末等の汎用的な情報処理装置に接続することで、超音波診断装置を実現する技術が知られている。上述した実施形態は、高機能型超音波プローブを用いた超音波診断装置にも適用することができる。 (Application to ultrasonic diagnostic equipment using high-performance ultrasonic probe)
In recent years, main functions related to transmission / reception of ultrasonic waves are incorporated in the housing of an ultrasonic probe, and this ultrasonic probe (hereinafter referred to as “high-functional ultrasonic probe”) is used for general-purpose information such as personal computers and tablet terminals. A technique for realizing an ultrasonic diagnostic apparatus by connecting to a processing apparatus is known. The above-described embodiments can also be applied to an ultrasonic diagnostic apparatus using a high-functional ultrasonic probe.

すなわち、高機能型超音波プローブは、超音波の送受信に関する主要な機能を実現するための各種回路（例えば、送信回路１１０及び受信回路１２０）を備えている。このため、これらの回路の駆動により周期ノイズや固定ノイズが生じる可能性が高い。そこで、上述した実施形態に係る構成を適用することで、高機能型超音波プローブにおいて生じる周期ノイズや固定ノイズを除去することが可能である。   That is, the high-functional ultrasonic probe includes various circuits (for example, the transmission circuit 110 and the reception circuit 120) for realizing main functions related to transmission and reception of ultrasonic waves. For this reason, there is a high possibility that periodic noise and fixed noise are generated by driving these circuits. Therefore, by applying the configuration according to the above-described embodiment, it is possible to remove periodic noise and fixed noise generated in the high-functional ultrasonic probe.

図８は、その他の実施形態に係る超音波診断装置２の構成例を示すブロック図である。図８に示すように、その他の実施形態に係る超音波診断装置２は、高機能型超音波プローブ２００と、情報処理装置３００とを備える。高機能型超音波プローブ２００及び情報処理装置３００は、有線通信若しくは無線通信により接続される。   FIG. 8 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to another embodiment. As illustrated in FIG. 8, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 according to another embodiment includes a high-functional ultrasonic probe 200 and an information processing apparatus 300. The high-functional ultrasonic probe 200 and the information processing apparatus 300 are connected by wired communication or wireless communication.

高機能型超音波プローブ２００は、複数の振動素子２０と、送受信回路２１０とを備える。この送受信回路２１０は、送受信制御回路３１、送信遅延回路３２、パルサ３３、送受信スイッチ３４、低雑音増幅器３５、タイムゲインコントローラ３６、遅延加算回路３７、送信回路１１０、及び受信回路１２０を備える。なお、図８に示した送受信制御回路３１、送信遅延回路３２、パルサ３３、送受信スイッチ３４、低雑音増幅器３５、タイムゲインコントローラ３６、及び遅延加算回路３７は、図３Ｂに示した送受信制御回路３１、送信遅延回路３２、パルサ３３、送受信スイッチ３４、低雑音増幅器３５、タイムゲインコントローラ３６、及び遅延加算回路３７と基本的に同様の処理を行うので、同一の符号を付して説明を省略する。また、図８に示した送信回路１１０及び受信回路１２０は、図１に示した送信回路１１０及び受信回路１２０と基本的に同様の処理を行うので、同一の符号を付して説明を省略する。   The high-functional ultrasonic probe 200 includes a plurality of vibration elements 20 and a transmission / reception circuit 210. The transmission / reception circuit 210 includes a transmission / reception control circuit 31, a transmission delay circuit 32, a pulser 33, a transmission / reception switch 34, a low noise amplifier 35, a time gain controller 36, a delay addition circuit 37, a transmission circuit 110, and a reception circuit 120. The transmission / reception control circuit 31, the transmission delay circuit 32, the pulser 33, the transmission / reception switch 34, the low noise amplifier 35, the time gain controller 36, and the delay addition circuit 37 shown in FIG. 8 are the same as the transmission / reception control circuit 31 shown in FIG. 3B. The transmission delay circuit 32, the pulser 33, the transmission / reception switch 34, the low noise amplifier 35, the time gain controller 36, and the delay addition circuit 37 are basically processed in the same manner, and thus the same reference numerals are given and the description thereof is omitted. . Further, the transmission circuit 110 and the reception circuit 120 shown in FIG. 8 perform basically the same processing as the transmission circuit 110 and the reception circuit 120 shown in FIG. .

情報処理装置３００は、例えば、パーソナルコンピュータやタブレット端末等の汎用装置である。情報処理装置３００は、入力回路３０１、ディスプレイ３０２、記憶回路３１０、及び処理回路３２０を備える。入力回路３０１、ディスプレイ３０２、記憶回路３１０、及び処理回路３２０は、相互に通信可能に接続される。   The information processing device 300 is a general-purpose device such as a personal computer or a tablet terminal. The information processing apparatus 300 includes an input circuit 301, a display 302, a storage circuit 310, and a processing circuit 320. The input circuit 301, the display 302, the storage circuit 310, and the processing circuit 320 are connected to be communicable with each other.

入力回路３０１は、マウス、キーボード、タッチパネル等、操作者からの各種の指示や設定要求を受け付けるための入力装置である。ディスプレイ３０２は、医用画像を表示したり、操作者が入力回路３０１を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩを表示したりする表示装置である。   The input circuit 301 is an input device for receiving various instructions and setting requests from an operator, such as a mouse, a keyboard, and a touch panel. The display 302 is a display device that displays a medical image or displays a GUI for an operator to input various setting requests using the input circuit 301.

記憶回路３１０は、例えば、ＮＡＮＤ（Not AND）型フラッシュメモリやＨＤＤ（Hard Disk Drive）であり、医用画像データやＧＵＩを表示するための各種のプログラムや、当該プログラムによって用いられる情報を記憶する。   The storage circuit 310 is, for example, a NAND (Not AND) flash memory or an HDD (Hard Disk Drive), and stores various programs for displaying medical image data and GUI, and information used by the programs.

処理回路３２０は、情報処理装置３００における処理全体を制御する電子機器（プロセッサ）である。処理回路３２０は、演算機能３２１及び画像生成機能３２２を実行する。演算機能３２１は、図２に示した演算機能１３２と基本的に同様の処理を行う。また、画像生成機能３２２は、図１に示した画像生成回路１５０と基本的に同様の処理を行う。演算機能３２１及び画像生成機能３２２は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３１０内に記録されている。処理回路３２０は、各プログラムを読み出し、実行することで読み出した各プログラムに対応する機能（演算機能３２１及び画像生成機能３２２）を実現する。なお、図示しないが、情報処理装置３００では、図１に示したＢモード処理回路１３０及びドプラ処理回路１４０と同様の機能が実現される。   The processing circuit 320 is an electronic device (processor) that controls the entire processing in the information processing apparatus 300. The processing circuit 320 executes a calculation function 321 and an image generation function 322. The calculation function 321 performs basically the same processing as the calculation function 132 shown in FIG. The image generation function 322 performs basically the same processing as the image generation circuit 150 shown in FIG. The calculation function 321 and the image generation function 322 are recorded in the storage circuit 310 in the form of a program that can be executed by a computer, for example. The processing circuit 320 implements functions (calculation function 321 and image generation function 322) corresponding to each read program by reading and executing each program. Although not shown, the information processing apparatus 300 realizes the same functions as those of the B-mode processing circuit 130 and the Doppler processing circuit 140 shown in FIG.

すなわち、高機能型超音波プローブ２００は、第１の位相の第１超音波の送信及び前記第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する。そして、演算機能３２１は、高機能型超音波プローブ２００を介して取得された、第１超音波に対応する第１エコー信号から第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する。そして、画像生成機能３２２は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像を生成する。   In other words, the high-functional ultrasonic probe 200 includes only the transmission of the first ultrasonic wave of the first phase and the transmission of the second ultrasonic wave of the second phase that is substantially 90 degrees different from the first phase. A set of ultrasonic transmissions is performed in sequence along a plurality of scan lines. Then, the calculation function 321 subtracts by subtracting the second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from the first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave acquired via the high-functional ultrasonic probe 200. Generate a signal. Then, the image generation function 322 generates an ultrasonic image based on the subtraction signals generated for the plurality of scanning lines.

これによれば、超音波診断装置２は、上述した超音波診断装置１と同様にノイズを除去することができる。つまり、上述した実施形態は、２Ｄアレイプローブに限らず、例えば、高機能型超音波プローブ２００を用いた超音波診断装置２に適用される場合にも、周期ノイズや固定ノイズを除去することができる。   According to this, the ultrasound diagnostic apparatus 2 can remove noise in the same manner as the ultrasound diagnostic apparatus 1 described above. That is, the embodiment described above is not limited to the 2D array probe, and for example, when applied to the ultrasonic diagnostic apparatus 2 using the high-functional ultrasonic probe 200, periodic noise and fixed noise can be removed. it can.

なお、図８は一例に過ぎず、図８に示した内容に限定されるものではない。例えば、図８では、高機能型超音波プローブ２００で収集された反射波データが、情報処理装置３００側で画像化される場合を例示したが、これに限定されるものではない。例えば、反射波データが高機能型超音波プローブ２００側で画像化され、画像データが高機能型超音波プローブ２００から情報処理装置３００へ送信される構成であってもよい。例えば、図９に示すように、高機能型超音波プローブ２００が、処理回路２２０を有する。処理回路２２０は、演算機能２２１及び画像生成機能２２２を有する。そして、高機能型超音波プローブ２００において、演算機能２２１は、第１超音波に対応する第１エコー信号から第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する。また、高機能型超音波プローブ２００において、画像生成機能２２２は、複数の走査線について生成された減算信号に基づいて、超音波画像を生成する。そして、高機能型超音波プローブ２００は、ノイズが除去された超音波画像を情報処理装置３００へ送信する。図９に示す超音波診断装置２は、図８に示した構成と比較して、高機能型超音波プローブ２００から情報処理装置３００へ送信するデータ量を低減させることができる。このため、図９に示す超音波診断装置２は、高機能型超音波プローブ２００から情報処理装置３００への送信ができないというリスクを低減させることができる。   Note that FIG. 8 is merely an example, and the present invention is not limited to the contents shown in FIG. For example, FIG. 8 illustrates the case where the reflected wave data collected by the high-functional ultrasonic probe 200 is imaged on the information processing apparatus 300 side, but is not limited thereto. For example, the reflected wave data may be imaged on the high-functional ultrasonic probe 200 side, and the image data may be transmitted from the high-functional ultrasonic probe 200 to the information processing apparatus 300. For example, as shown in FIG. 9, the high-functional ultrasonic probe 200 has a processing circuit 220. The processing circuit 220 has a calculation function 221 and an image generation function 222. In the high-functional ultrasonic probe 200, the calculation function 221 generates a subtraction signal by subtracting the second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from the first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave. In the high-functional ultrasonic probe 200, the image generation function 222 generates an ultrasonic image based on the subtraction signals generated for a plurality of scanning lines. The high-functional ultrasonic probe 200 transmits the ultrasonic image from which noise has been removed to the information processing apparatus 300. The ultrasonic diagnostic apparatus 2 illustrated in FIG. 9 can reduce the amount of data transmitted from the high-functional ultrasonic probe 200 to the information processing apparatus 300, as compared with the configuration illustrated in FIG. For this reason, the ultrasonic diagnostic apparatus 2 shown in FIG. 9 can reduce the risk that transmission from the high-functional ultrasonic probe 200 to the information processing apparatus 300 cannot be performed.

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ））、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、記憶回路１７０にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。   The term “processor” used in the above description is, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), or an application specific integrated circuit (ASIC)), a programmable logic device (for example, It means a circuit such as a simple programmable logic device (SPLD), a complex programmable logic device (CPLD), and a field programmable gate array (FPGA). The processor implements a function by reading and executing a program stored in the storage circuit. Instead of storing the program in the storage circuit 170, the program may be directly incorporated in the processor circuit. In this case, the processor realizes the function by reading and executing the program incorporated in the circuit. Note that each processor of the present embodiment is not limited to being configured as a single circuit for each processor, but may be configured as a single processor by combining a plurality of independent circuits to realize the function. Good. Furthermore, a plurality of components in FIG. 1 may be integrated into one processor to realize the function.

また、上記の実施形態において説明した各処理のうち、自動的に行われるものとして説明した処理の全部又は一部を手動的に行うこともでき、或いは、手動的に行われるものとして説明した処理の全部又は一部を公知の方法で自動的に行うこともできる。この他、上記文書中や図面中で示した処理手順、制御手順、具体的名称、各種のデータやパラメータを含む情報については、特記する場合を除いて任意に変更することができる。   In addition, among the processes described in the above embodiment, all or part of the processes described as being automatically performed can be performed manually, or the processes described as being performed manually All or a part of the above can be automatically performed by a known method. In addition, the processing procedure, control procedure, specific name, and information including various data and parameters shown in the above-described document and drawings can be arbitrarily changed unless otherwise specified.

また、上記の実施形態で説明した超音波イメージング方法は、予め用意された超音波イメージングプログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この超音波イメージング方法は、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この超音波イメージング方法は、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。   In addition, the ultrasonic imaging method described in the above embodiment can be realized by executing a prepared ultrasonic imaging program on a computer such as a personal computer or a workstation. This ultrasonic imaging method can be distributed via a network such as the Internet. The ultrasonic imaging method may be executed by being recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, or a DVD, and being read from the recording medium by the computer. it can.

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、ノイズを除去することができる。   According to at least one embodiment described above, noise can be removed.

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

１ 超音波診断装置
１００ 装置本体
１０１ 超音波プローブ
１３０ Ｂモード処理回路
１３２ 演算機能
１５０ 画像生成回路 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic diagnostic apparatus 100 Apparatus main body 101 Ultrasonic probe 130 B mode processing circuit 132 Arithmetic function 150 Image generation circuit

Claims (7)

第１の位相の第１超音波の送信及び前記第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して取得された、前記第１超音波に対応する第１エコー信号から前記第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成する演算部と、
複数の走査線について生成された前記減算信号に基づいて、超音波画像を生成する画像生成部と、
を備えた超音波診断装置。 A set of ultrasonic transmissions consisting of only the transmission of the first ultrasonic wave of the first phase and the transmission of the second ultrasonic wave of the second phase which is substantially 90 degrees different from the first phase is a plurality of scanning lines. An ultrasonic probe that runs in sequence along the
A calculation unit that generates a subtraction signal by subtracting a second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from a first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave acquired via the ultrasonic probe;
An image generation unit that generates an ultrasonic image based on the subtraction signal generated for a plurality of scanning lines;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: 前記第１エコー信号及び前記第２エコー信号、又は前記減算信号に対して、ハイパスフィルタ又はバンドパスフィルタを適用するフィルタ部を備えた、
請求項１に記載の超音波診断装置。 A filter unit that applies a high-pass filter or a band-pass filter to the first echo signal and the second echo signal, or the subtraction signal,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記フィルタ部は、前記第１エコー信号及び前記第２エコー信号、又は前記減算信号に含まれる基本波成分を取り除き、少なくとも２次高調波成分を抽出するフィルタを適用し、
前記画像生成部は、抽出された前記２次高調波成分を用いて前記超音波画像を生成する、
請求項２に記載の超音波診断装置。 The filter unit removes a fundamental wave component included in the first echo signal and the second echo signal, or the subtraction signal, and applies a filter that extracts at least a second harmonic component,
The image generation unit generates the ultrasonic image using the extracted second harmonic component,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2. 前記超音波プローブに含まれる振動素子の接続先を、送信回路及び受信回路を含む選択肢の中から選択的に切り替えるスイッチング回路を備えた、
請求項１乃至３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 A switching circuit that selectively switches a connection destination of a vibration element included in the ultrasonic probe from options including a transmission circuit and a reception circuit;
The ultrasonic diagnostic apparatus as described in any one of Claims 1 thru | or 3. 前記超音波プローブは、マトリクス状に配列された複数の振動素子を有する２Ｄアレイプローブである、
請求項１乃至４のいずれか一つに記載の超音波診断装置。 The ultrasonic probe is a 2D array probe having a plurality of vibration elements arranged in a matrix.
The ultrasonic diagnostic apparatus as described in any one of Claims 1 thru | or 4. 前記２Ｄアレイプローブは、
複数の振動素子で構成されるサブアレイと、
複数のサブアレイで構成されるメインアレイと、
前記サブアレイ毎にエコー信号の遅延加算処理を実行する遅延加算回路と、
を備えた、
請求項５に記載の超音波診断装置。 The 2D array probe is:
A subarray composed of a plurality of vibration elements;
A main array composed of a plurality of sub-arrays;
A delay addition circuit for performing delay addition processing of echo signals for each sub-array;
With
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5. 第１の位相の第１超音波の送信及び前記第１の位相と実質的に９０度異なる第２の位相の第２超音波の送信のみからなる１セットの超音波送信を、複数の走査線に沿って順々に実行する超音波走査を超音波プローブに実行させ、
前記超音波プローブを介して取得された、前記第１超音波に対応する第１エコー信号から前記第２超音波に対応する第２エコー信号を減算することにより減算信号を生成し、
複数の走査線について生成された前記減算信号に基づいて、超音波画像を生成する、
各処理をコンピュータに実行させる、超音波イメージングプログラム。 A set of ultrasonic transmissions consisting of only the transmission of the first ultrasonic wave of the first phase and the transmission of the second ultrasonic wave of the second phase which is substantially 90 degrees different from the first phase is a plurality of scanning lines. The ultrasonic probe is sequentially executed along the ultrasonic probe, and
Generating a subtraction signal by subtracting a second echo signal corresponding to the second ultrasonic wave from a first echo signal corresponding to the first ultrasonic wave acquired via the ultrasonic probe;
Generating an ultrasound image based on the subtraction signal generated for a plurality of scanning lines;
An ultrasound imaging program that causes a computer to execute each process.
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