JP4415011B2 - 超音波撮像装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波を生体に対して送受信することにより、生体内部を撮像する超音波技術に係り、特に、マイクロバブル系造影剤を利用して撮像する超音波撮像技術に関する。

生体に対してパルス状超音波を送受信し、生体内部を撮像する超音波撮像装置は、医療診断に広く用いられている。

画像診断モダリティの中でもＸ線やＭＲＩの分野では、血管系の撮像等に造影剤が以前から用いられてきた。その目的は、造影剤を血中に投与して、血管系の構造や分布のコントラストを高めた像を得て、悪性腫瘍や梗塞のような血管系に反映される疾患を高い確度で診断することにある。

これに対し、超音波診断では、これまで造影剤が広く用いられることはなかったが、ここ数年、ミクロン・オーダーのサイズをもつ微小気泡（マイクロバブル）を何らかの方法で安定化した製剤による造影剤が出現したことにより、広く用いられはじめている。この原理は、径１ミクロン程度の微小気泡が、超音波診断に用いられる数ＭＨｚの超音波に共振して大振幅で振動し、その結果として、この周波数域の超音波をよく散乱し、造影能が生ずることを利用するものである。

マイクロバブル系超音波造影剤の特徴は、その強い非線形性にある。これは、マイクロバブルには、負圧を受けた時の体積増加が、同振幅の正圧を受けた時の体積減少よりはるかに大きくなる性質があることによる。このため、マイクロバブルにより散乱されたエコー信号には、送信信号の２倍の周波数をもつ第２高調波成分が多く含まれる。V.L.Ｎewhouseらは、この第２高調波成分をもとに軟部組織に対して強調された血流ドップラ信号を得る方式を、１９９２年に初めて報告した（例えば、非特許文献１を参照）。

また、P.Ｎ.Burnsらは、正負を反転させた送信音圧パルス波形を用いて２回の送受信を行ない、得られた２つのエコー信号を加算するパルス反転（Pulse Inversion）法を提案している（例えば、特許文献１）。この加算により、動きの無視できる軟部組織からのエコー信号の基本波成分は１８０°位相回転された信号が加算されるため打ち消されてしまうが、第２高調波成分は、３６０°位相回転されたものが加算されるため、加算により２倍に成長する。必要な送信回数が２倍に増えるものの、原理的に帯域通過フィルタなしに軟部組織からの基本波成分を除くことができるので、距離分解能に優れた第２高調波エコー信号を得ることができる。また、血流中のマイクロバブル系造影剤のように、２回の送受信の間に生ずる変化が無視できない散乱体については、それからの基本波エコー信号も完全には打ち消されないが、これは、軟部組織に対して造影剤を強調したエコー像を得る今の目的に、むしろ合致している。

また、W.Wilkeningは、送信音圧パルス波形の位相を３６０°／Ｎずつ回転してＮ回の送受信を行なう方法を提案している（例えば、非特許文献２を参照）。例えば、Ｎ＝３の場合は、０°、１２０°、２４０°の３回の送受信を行って得られたエコー信号を加算する方法である。この方法を用いると、（Ｎ−１）次高調波成分まで除去出来るとしている。また、単純に加算するのでなく、加算時にフィルタを通すことで、スペクトル特性の異なる信号を峻別可能であるとしている。生体組織からの反射エコーと造影剤からの信号を峻別するには、以下のプロセスを経る。まず、予め造影剤エコーが支配的な空間的な領域と、組織反射エコーが支配的な空間的領域が分かれたファントムに対して超音波撮像を行ない、信号を取得する。次に、組織反射エコーと造影剤信号の差が最大となるように、前述の加算時のフィルタ係数を最小自乗法によって決定する。以下このフィルタを生体から信号に対しても適応することで、造影剤成分と生体反射エコー成分の峻別が可能になるとしている。

梅村は、０°、１２０°、２４０°の３回の送受信を行って得られたエコー信号を加算し、造影剤信号と生体非線形信号を弁別する方法を報告している（非特許文献３を参照）。但し、非特許文献２に記載の３つのパルスを受信後にフィルタを使うか否かに関しては記載がない。

超音波送信波形に第２高調波成分を意図的に重畳することにより、生体中又は液体中におけるマイクロバブルの振動・成長・圧壊を強調したり、その反対に抑圧したりすることができることが知られている（非特許文献４を参照）。

1992 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, pp.1175-1177 2001 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, pp.1733-1737 2003 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, pp.429-432 1996 IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, vol.43, no.6, pp.1054-1062 米国特許第６，０９５，９８０号

上述したように、従来技術（非特許文献１）では、第２高調波成分をもとに軟部組織に対して強調された血流ドップラ信号を得る方式を提案しているが、この第２高調波成分をエコー信号から抽出するのに、帯域通過フィルタのみを用いたのでは、出力信号として得られる第２高調波エコー信号のパルスが長くなってしまうという課題を残している。

これは、エコー信号に含まれる基本波成分の振幅が第２高調波成分よりも少なくとも１桁以上大きいので、鋭い帯域遮断特性又は狭い帯域通過特性をもつフィルタを用いねばならないためである。この課題は、血流を２次元画像表示しようとする時、その距離方向の分解能を劣化させてしまうので、特に重大であった。

従来技術（特許文献１）では、この課題を解決することを目的に、正負を反転させた送信音圧パルス波形を用いて２回の送受信を行ない、得られた２つのエコー信号を加算するパルス反転法を提案している。

生体軟部組織等多くの物質中の音速は、高い圧力の下では、低い圧力の下よりも大きい。この非線形性に起因し、超音波パルスが軟部組織中を伝播する時、音圧の高い部分が低い部分よりも早く伝播し、結果として、もともと正弦波状であった音圧波形が、伝播するうちに、急に立ち上がりなだらかに下るＮ波状に変化すること、即ち、第２高調波等の高調波成分を持つようになることが知られている。

これが、軟部組織中で散乱されると、マイクロバブル系造影剤が存在しなくても、高調波成分を有するエコー信号が軟部組織から戻ってくることになる。この高調波成分をもとにエコー像を形成する方法は、Tissue Harmonic Imaging法と呼ばれ、基本波成分によるエコー像よりも音響Ｓ/Ｎ比が高いことが好まれて、最近では、一般に用いられるようになった。しかし、このことは、パルス反転法を用いても、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずる高調波成分と送信パルスの伝播により生ずる高調波成分とが混合したエコー信号が得られることになり、本来目的としていた造影剤を軟部組織と峻別するイメージングが困難であることを意味する。

マイクロバブル系造影剤による非線形散乱は、軟部組織中の非線形伝播と比較すると、一般に低い音圧でも観測される傾向にある。そこで、送信音圧を低く抑えたパルス反転法により、Tissue Harmonic成分の生成を抑えて、主にマイクロバブル系造影剤からの非線形成分によりエコー像を形成することが広く行われているが、信号振幅が充分でないため、造影診断に期待される確定診断を行なうに足るＳ/Ｎ比の高いエコー像が得にくいのが現状である。

この課題をある程度解決する方法として、従来技術（非特許文献２）では、上述したように、３６０°／Ｎずつ位相回転したパルス波形でＮ回の送受信を行なう方法を提案している。しかし、この方法は、ファントムで最適化されたフィルタであるから、被検体毎に異なる信号に対して必ずしも適切でない。また、反射又は散乱源の深さによっても信号のスペクトルは変化すること、及び、非線形現象は音圧にも依存してスペクトルが変化することから、前述の最小自乗フィルタを全ての深さ、フォーカス条件に対応して最適化するのは困難である。

本発明は、このような現状に鑑み、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずるエコー成分を、送信パルスが非線形伝播することにより生ずるTissue Harmonic成分と明確に峻別して映像化することにより、造影エコー像を基に確定診断を行うに足るＳ/Ｎ比の高い造影エコー像を実現する超音波撮像技術を提供することを目的とする。

この課題を根本的に解決する手段として、本発明では、送信音圧パルス波形の包絡線信号を共通とし、その搬送波の位相を１２０°ずつ回転させて、３回の送受信を行ない、得られる３つのエコー信号を加算する方法を提案する。この加算により、変化の無視できる線形散乱体により散乱されたエコー信号の基本波成分と第２高調波成分とが、同時に打ち消される。これは、このような散乱体による３つのエコー信号の位相に着目する時、基本波成分の位相が１２０°ずつ回転するのは当然として、第２高調波成分の位相も基本波成分とは逆方向に１２０°ずつ回転するためである。

この原理は、レシプロ４ストローク直列エンジンの振動問題を考えると理解しやすい。クランクシャフトが一定の角速度で回転している時、レシプロエンジンを構成する各ピストンが振動する線速度は、この角速度の基本波成分だけでなく、無視できない振幅の高調波成分を含む。４ストローク直列４気筒エンジンは、通常、対称配置された２つの同位相ピストンからなる２つの組が１８０°のクランク角をなすように構成される。

図１は、パルス反転法の原理と直列４気筒４ストロークエンジンの振動の原理とを説明する図である。

図１（ａ）は、基本波の位相関係を示し、この構成により、それぞれの組のピストンが発生する基本波成分は打ち消されるが、図１（ｂ）は、第２高調波の位相関係を示し、第２高調波成分は２倍に成長することになり、結果として、クランクシャフト回転数の２倍の周波数をもつ振動が問題となる。図１中、実線は、第１のピストンの組による振動の位相を、点線は、第２のピストンの組による振動の位相を示す。クランクシャフトの２倍の角速度で回転するバランサーを装備する４気筒エンジンがあるのは、この振動を打ち消すためである。

一方、４ストローク直列６気筒エンジンは、通常、対称配置された２つの同位相ピストンからなる３つの組が１２０°のクランク角をなすように構成される。

図２は、本発明の３パルス法の原理と直列６気筒４ストロークエンジンの振動の原理とを説明する図である。

図２（ａ）は、基本波の位相関係を示し、この構成により、それぞれの組のピストンが発生する基本波成分が、クランク角で数えて１２０°をなすよう発生して互いに打ち消しあう。図２（ｂ）は、第２高調波の位相関係を示し、第２高調波成分も、図２に示すように、クランク角で数えて１２０°×２＝２４０°、即ち、逆から数えて１２０°をなす位相をもって発生するため、互いに打ち消される。これが、直列６気筒エンジンが振動の少ない所以である。図２中、一点鎖線は、第３のピストンの組による振動の位相を示す。この第２高調波振動が原理的に強調される直列４気筒エンジンの構成が、パルス反転法に相当し、基本波だけでなく第２高調波の振動も原理的に打ち消される直列６気筒エンジンの構成が、本発明の方法に相当する。

一方、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずるエコー信号の位相は、その強い非線形共振特性のために包絡線振幅の影響を受け、送波信号搬送波の位相に対して、一定の関係にない。このため、送信パルス搬送波の位相を１２０°ずつ回転させて３回の送受信を行って得られる３つのエコー信号を加算しても、造影用マイクロバブルにより散乱されて生じたエコー信号の場合には、打ち消されない成分が残る。従って、この残ったエコー信号成分は、マイクロバブル系造影剤の存在のみを反映するので、これを用いて、造影剤を軟部組織と明確に峻別した超音波イメージングが可能となる。

非特許文献２の公知例では、加算時にフィルタ処理が必要としているが、本発明では、それが不要になる理由は、上述の送波信号搬送波と造影剤エコーの位相関係が一定の関係が崩れるような音圧の高い領域を用いることに加え、設計通りの送波波形を送信可能なハードウエア構成を備えたことにある。具体的にはＤ／Ａコンバータに与える送波波形のサンプリング間隔を中心周波数の３の倍数とする。このことにより、包絡線共通で１２０°ずつ位相を変えた３つの超音波探触子から出る送波信号の加算値を０にすることが可能となる。

本発明の超音波撮像装置は、造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、生体内部の画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なうことにより、生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成される。超音波撮像装置は、送信パルス波を生体内に送波するための送信用アンプを備え、送信アンプに与える信号の入力周期が送波パルスの周波数成分のうちの最大の周波数に対してＮの整数倍である。また、送信用アンプに信号を与える手段としてＤ／Ａコンバータを備えており、Ｄ／Ａコンバータの信号出力周期が送波パルスの周波数成分のうちの最大の周波数に対してＮの整数倍である。さらに、送信パルス波は、基本波とこの基本波に対する第二高調波を加算した波形である。

本発明の超音波撮像装置は、造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、生体内部の画像を形成する超音波撮像装置であって、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いて３回の送受波を行なうことにより、生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第２次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対して選択的に送受波感度を得る撮像シーケンスと、前述と同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いて２回の送受波を行なうことにより、生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波成分に対する送受波感度を抑圧し、２次以上の非線形信号に対して送受波感度を得る撮像シーケンスの二つのシーケンスを備え、二つのシーケンスを適宜切り替えて撮像を可能としている。３回の送受波を行なうシーケンスと２回の送受波を行なうシーケンスで、送波振幅を異なるように構成する。また、３回の送受波を行なうシーケンスでの送信振幅を、２回の送受波を行なうシーケンスでの送波振幅より大きくする。

本発明の超音波撮像装置では、生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、生体内部の造影用マイクロバブルによる造影画像を形成するが、同一の送受波フォーカス条件下で、包絡線信号を共通とする送信パルス波を用いその搬送波の位相を（ａ）＝０°、（ｂ）＝１２０°、（ｃ）＝−１２０°、（ｄ）＝１８０°の４回の送受波を行ない、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）の３個の時系列受信エコー信号を加算し造影画像を形成し、（ａ）、（ｄ）の２個の時系列受信エコー信号を加算し生体伝播非線形画像を形成し、得られた２種類の画像を重畳して表示する。この結果、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずるエコー成分を、送信パルスの非線形伝播により生ずるTissue Harmonic成分と明確に峻別して映像化でき、Ｓ/Ｎ比の高い造影エコー像を取得ができる。

本発明によれば、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播等に由来する信号成分を含まず、造影用マイクロバブルにのみ由来する信号を抽出し、これを造影用マイクロバブルの空間分布を表す信号として、軟部組織の位置と形態を表す背景上に、識別可能な色調で重畳して、２次元又は３次元画像によりわかりやすく表示できる。これにより、造影エコー像を基に確定診断を行なうに足るＳ／Ｎ比の高い診断用画像を提供することが可能となる。このように、本発明を実施した装置の医用診断上の有用性はきわめて大きく、従って、医用診断を支える工業における本発明の意義も、また大きい。

以下、本発明の実施例について図を参照して説明する。なお、図４、図５、図６、図７、図８、図９、図１０、図１１、図１２、図１３、図１５、図１６において、縦軸は音圧に比例する信号振幅（相対値で示す）を示し、横軸は時間（μｓ）を示す。

図３は、本発明を実施すべく構成された超音波診断装置のブロック図の典型例である。

超音波探触子１を構成する各素子は、切り替えスイッチ群２を介して、送波ビームフォーマ３と受波ビームフォーマ１０に接続されている。送波ビームフォーマ３では、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、送信波形メモリ５から送信波形選択部４により選択されて読み出された波形を用い、各素子を通じて送信された時に指向性を持つ超音波パルスとなるような信号が生成される。この信号が、超音波探触子１の各素子により超音波パルスに変換されて生体に送信される。生体中で反射あるいは散乱されて超音波探触子１に戻ってきた超音波エコー信号は、各素子に受信されて、電気信号に変換される。

受波ビームフォーマ１０では、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、指向性を持つ受信感度を生成すべく、各受波信号に遅延時間を与えて互いに加算する。遅延加算により得られた時系列信号は、やはり送受信シークエンス制御部６による制御に従って、受波メモリ選択部１１により選択された受信波形メモリ１２中の１つのバンクへ一旦書き込まれ、互いに加算すべき時系列信号がそろったのちに読み出されて、加算器１３により互いに加算される。加算器１３の出力信号は、雑音成分を除去する帯域通過フィルタＡ１４を通過したのち包絡線信号検出器Ａ１６において包絡線信号に変換され、スキャンコンバータ１８に入力される。

一方、受信波形メモリ１２に書き込まれた時系列信号の一部は、読み出されたまま、互いに加算されることなく、雑音成分を除去する帯域通過フィルタＢ１５を通過し、包絡線信号検出器Ｂ１７にて包絡線信号に変換され、スキャンコンバータ１８に入力される。スキャンコンバータ１８では、入力された複数の信号を適宜重畳して表示部１９にて２次元ないし３次元表示すべく、信号の生成・制御を行なう。

図１５、図１６は、本発明の３パルス法において、送波パルスの包絡線と各パルスの搬送波の関係を説明する図である。図１６（ａ）、図１６（ｂ）、図１６（ｃ）は、それぞれ、図１５（ｂ）、図１５（ｃ）、図１５（ｄ）に包絡線信号（点線で示す）を重畳した図である。

図４は、本発明の３パルス法により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。

送信波形メモリ５に、図１５（ａ）に示すように、共通の包絡線信号（Envelope）をもち、図１５（ｂ）、図１５（ｃ）、図１５（ｄ）にそれぞれ示す、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なる３つの超音波パルス波形を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信するというシークエンスを、波形を代えて３回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を、図４（ａ）、図４（ｂ）、図４（ｃ）に示した。ここでは、簡単のために、送信超音波パルスが生体軟部組織中を伝播したのち１つの点反射体により反射されて生ずる受信エコー信号を、数値計算シミュレーションにより求めて示した。搬送波周波数は、２ＭＨｚとした。

図４（ｄ）は、図４（ａ）、図４（ｂ）、図４（ｃ）に示す信号が加算器１３に入力された時に得られる出力信号である。送信超音波パルスが生体軟部組織中を非線形伝播するため、図４（ａ）、図４（ｂ）、図４（ｃ）に示す信号には基本波成分だけでなく第２高調波成分も含まれているが、加算器出力結果図４（ｄ）においては、本発明の原理から予測されるように、基本波成分同士が打ち消し合うだけでなく、第２高調波成分同士も打ち消し合い、信号振幅がほぼゼロとなっている。これと対比するため、図５にパルス反転法を用いた場合の結果を示した。

図５は、パルス反転法により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。

この場合には、送信波形メモリ５に、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が１８０°異なる２種類の超音波パルス波形を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信する。図５（ａ）、図５（ｂ）には、このシークエンスを、波形を代えて２回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を示した。図５（ｃ）は、その時得られる加算器１３の出力信号であるが、基本波成分同士は打ち消し合っているが、第２高調波成分同士はむしろ強調し合った結果の信号が得られている。この信号は、Tissue Harmonic信号と呼ばれるもので、生体軟部組織を描出する時、高い音響Ｓ/Ｎ比が得られるという利点はあるものの、造影剤の分布や動態だけを軟部組織と峻別して描出したい場合には、それを妨害する最大要因となってしまう。

次に、図４、図５の場合と同じ送受信シークエンスにおいて、造影マイクロバブルによる受信エコー信号を示す。

図６は、本発明の３パルス法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。

図８は、パルス反転法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。

図７は、本発明の３パルス法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。

図９は、パルス反転法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。

図６、図８は、一例として、半径１.５μｍのマイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号を数値計算シミュレーションにより求めた結果であり、図７、図９は、その時の帯域通過フィルタＡ１４の入出力信号である。図６、図７、図８、図９を通じ、音圧に比例する縦軸の尺度は共通である。

それぞれの対応関係について述べれば、図４の場合と同じく本発明を実施した時の送受信シークエンスにおいて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号が、図６（ａ）、図６（ｂ）、図６（ｃ）であり、その時得られる加算器１３の出力信号、即ち、帯域通過フィルタＡ１４の入力信号が、図６（ｄ）、及び、図７中の（ａ）である。図７（ｂ）、図７（ｃ）、図７（ｄ）、図７（ｅ）、図７（ｆ）は、それぞれ、通過帯域中心周波数を、基本波周波数（２ＭＨｚ）、１.５倍高調波周波数（３ＭＨｚ）、第２高調波周波数（４ＭＨｚ）、２.５倍高調波周波数（５ＭＨｚ）、第３高調波周波数（６ＭＨｚ）に設定した時の帯域通過フィルタＡ１４の出力信号である。

一方、図５の場合と同じくパルス反転法を実施した時の送受信シークエンスにおいて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号が、図８（ａ）、図８（ｂ）であり、その時得られる加算器１３の出力信号、即ち、帯域通過フィルタＡ１４の入力信号が、図８（ｃ）、及び、図９（ａ）である。図９（ｂ）、図９（ｃ）、図９（ｄ）、図９（ｅ）、図９（ｆ）は、通過帯域中心周波数を図８の場合と同様に設定した時の帯域通過フィルタＡ１４の出力信号である。

元来、エコー信号中の第２高調波成分を強調すべく考案されたパルス反転法により、図９（ｃ）、図９（ｄ）に示されているように１.５倍高調波から第２高調波成分を多く含むマイクロバブル由来の信号が得られるのは当然として、エコー信号中の第２高調波成分のうち非線形伝播等により生ずる成分を打ち消すべく考案された本発明の送受信シークエンスにより、図７（ｄ）、図７（ｅ）、図７（ｆ）に示されているように、第２から第３高調波成分を多く含むマイクロバブル由来の充分な振幅の信号が得られていることは、注目すべきである。

この特異かつ有用な現象の起源は、マイクロバブルが、大きな非線形性をもつ共振体であること、より一般化して言えば、遅延時間が振幅に依存する応答特性をもつことにある。即ち、入出力音圧の間に、非線形性があっても遅延応答時間に振幅依存性がなければ、図４（ｄ）に示されているように、出力信号中の第２高調波成分は打ち消されてしまう。一方、単なる線形共振体では、第２高調波成分そのものが発生しないので論外である。

本発明による送受信シークエンスでは、以上の原理を背景に、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳しても、それを打ち消しながら、造影用マイクロバブル由来の充分な振幅の信号が得られるという特長もある。従来技術（非特許文献４）に記載の第２高調波重畳送波は、造影用マイクロバブルを用いた超音波イメージングの場合にも、有用と考えられる。

図１０は、本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。

図１１は、本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。

図１２は、本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。

図１０、図１１、図１２に、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳した場合に得られるエコー信号の例を示した。送信波形メモリ５に、共通の包絡線信号をもち、搬送波である基本波、及び、第２高調波の位相が１２０°ずつ異なる３つの超音波パルス波形を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信するというシークエンスを、波形を代えて３回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を、図４の場合と同様に求めて、図１０（ａ）、図１０（ｂ）、図１０（ｃ）に示し、その時得られる加算器１３の出力信号を図１０（ｄ）に示した。

また、造影用マイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号を図６の場合と同様に求めて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を図１１（ａ）、図１１（ｂ）、図１１（ｃ）に示し、その時得られる加算器１３の出力信号、即ち、帯域通過フィルタＡ１４の入力信号を、図１１（ｄ）、及び、図１２（ａ）に示した。図１２（ｂ）、図１２（ｃ）、図１２（ｄ）、図１２（ｅ）、図１２（ｆ）は、通過帯域中心周波数を図８の場合と同様に設定した時の帯域通過フィルタＡ１４の出力信号である。

図１０（ｄ）より明らかなように、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳した場合でも、点反射体により散乱されて生ずる受信エコー信号については、加算器１３の入力信号の第２高調波成分同士が、図４の場合の非線形伝播により生ずる第２高調波成分と同様に、打ち消し合い、加算器の出力信号の振幅がほぼゼロとなっている。一方、造影用マイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号については、図６の場合と同様に、加算器１３による加算によって打ち消されることなく、第２から第３高調波成分を多く含む充分な振幅の出力信号が得られている。

さらに、送信パルス波の位相について、本発明の効果を得るために必要な誤差範囲について検討した。

図１３は、本発明の３パルス法において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器出力信号波形の例を示す図である。

例として、第２送信パルス波の位相が２０°ずれた場合について、加算器１３の出力信号、即ち、帯域通過フィルタＡ１４の入力信号と、通過帯域中心周波数を基本波と第２高調波に合わせた場合のフィルタ出力信号を、図４の場合と同様に求めて、図１３（ｂ）、図１３（ｃ）に示した。図１３（ａ）には、比較のために、図５の場合、即ち、パルス反転法を位相誤差なしで実施できた場合の信号を示した。図１３（ｃ）は、第２送信パルス波の位相ずれ２０°に対応させて、第３送信パルス波の位相を１０°ずらして、３つの送信パルス波の和信号がゼロになるように調整した場合である。

送信パルス波の包絡線信号を時間ｔの関数としてＡ（ｔ）と書くと、本発明の実施例における第１、第２、第３の各送波パルス信号Ｐ１（ｔ）、Ｐ２（ｔ）、Ｐ３（ｔ）は、位相誤差のない時、（数１）、（数２）、（数３）と書くことができる。この時、（数４）の関係が成り立っている。

Ｐ１（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎωｔ …（数１）
Ｐ２（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋２π／３） …（数２）
Ｐ３（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ−２π／３） …（数３）
Ｐ１（ｔ）＋Ｐ２（ｔ）＋Ｐ３（ｔ）＝０ …（数４）
第２パルスに位相誤差φを生じた時、第２パルスは、（数５）と書くことができる。

この時、第３パルスを（数６）、（数７）で書けるよう調整すれば、位相誤差φにかかわらず、（数４）を成り立たせることができる。図１３（ｃ）は、そのような第３パルスの補正を行った結果であり、第２パルスの位相誤差にもかかわらず、加算器１３の出力信号中の基本波成分を打ち消すことができている。（数４）が成立していること、一般的には、送信に用いるＮ個のパルス波形の和信号が実質的にゼロであることにより、Ｎ個の受信エコー信号を加算して得られる信号中の基本波成分が打ち消される。

Ｐ２（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋２π／３＋φ） …（数５）
Ｐ３（ｔ）＝Ａ３（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ−２π／３＋φ／２） …（数６）
Ａ３（ｔ）＝２Ａ（ｔ）ｃｏｓ（π／３＋φ／２） …（数７）
図１４は、本発明の３パルス法において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器の出力信号の振幅の位相誤差依存性を説明する図である。

図１４は、加算器１３の出力信号の振幅のpeak-to-peak値（出力信号相対振幅値PP値）（縦軸）を、第２パルスに与えた位相誤差（度）（横軸）の関数として示している。パルス反転法を位相誤差なしで実施できた場合の値で規格化した信号振幅を、第３パルスの補正なしの場合（図１４中の（ａ））と、補正を行った場合（図１４中の（ｂ））について示した。位相誤差が２０°に達すると、第３パルスの補正を行っても、軟部組織中の非線形伝播に由来し、造影用マイクロバブルに由来しない信号振幅が、従来のパルス反転法の半分以上となり、本発明の効果が充分に発揮されないことになってしまう。この結果から、本発明の効果を充分に得るには、送信パルスの位相誤差を１０°程度以下とすることが望ましいといえる。

以上説明したように、本発明を実施することにより、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播等に由来する信号成分を含まず、造影用マイクロバブルにのみ由来する信号を抽出することができる。

そのような信号を加算器１３の出力信号として得ることができ、さらにＳ/Ｎ比を向上された信号を帯域通過フィルタＡ１４の出力信号として得て、その包絡線信号として包絡線信号検出器Ａ１６の出力信号を得て、これが造影用マイクロバブルの空間分布を表す信号としてスキャンコンバータ１８に入力される。

一方、受信波形メモリ１２中の１つのバンクに書き込まれた信号を帯域通過フィルタＢ１５に通してＳ/Ｎ比を向上させた信号から、包絡線信号検出器Ｂ１７により包絡線信号を得て、これが軟部組織の位置と形態を表す信号としてスキャンコンバータ１８に入力される。

スキャンコンバータ１８では、包絡線信号検出器Ｂ１７の出力信号を背景とし、これと識別するのに便利なように異なる色調によって包絡線信号検出器Ａ１６の出力信号が重畳されて表示部１９に表示される。このようにして、検査対象である患者の体の中における造影用マイクロバブルの分布を、２次元又は３次元画像によりわかりやすく表示できる。

上述した実施例では、軟部組織の位置と形態を表す信号として、受信波形メモリ１２中の１つのバンクに書き込まれた信号をそのまま用いる場合について説明したが、一般的には、受信波形メモリ１２中の３つのバンクに書き込まれた信号に適切な重みをつけた加算信号を用いることができる。

また、以上の一連の説明では、３つの送信パルス波を用いる実施例について詳しく述べたが、原理説明において示したように、共通の包絡線信号をもつ３以上の整数Ｎ個の送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受信を行ない、得られるＮ個のエコー信号を受信波形メモリ１２中のＮ個のバンクに一旦書き込み、読み出した信号を加算器１３に入力することによって、本発明を実施することもできる。

次に、送波波形の与え方について、図１７、１８を用いて説明する。

図１７は、送波アンプの入出力特性の一例を示す図である。

図１８は、Ｄ／Ａコンバータの出力波形とサンプリング点の関係を説明する図である。

送波波形の出力方法として、公知の方法としては、スイッチで正負の信号を与える方式と、Ｄ／Ａコンバータと送波アンプを組み合わせる方法がある。前者は、０°と１８０°の信号にしか対応しないので、３以上の位相の異なる複数波形を送波するのに適さない。一方、Ｄ／Ａコンバータを使った場合も、そのまま複数波形送波が可能になるというわけではない。図１７は一般的な送波アンプの入出力特性を示した図である。横軸は入力電圧、縦軸は出力電圧である。本来入力に対して出力は比例していることが望ましいが、実際には図１７に示すように非線形性がある。このアンプの非線形特性は３パルス送波に大きな影響を与える。

図１８は、０°、１２０°、−１２０°の３つのパルスのＤ／Ａコンバータの出力波形を、それぞれ、実線、破線、点線で示している。丸印の箇所がＤ／Ａコンバータのサンプリング点を示す。図１８において、縦軸はＤ／Ａコンバータの出力値（相対値）を示し、縦軸は、Ｄ／Ａコンバータに制御用の出力を与えるタイミングを示す無次元数を示す。図１８（ａ）は中心周波数の４倍の周波数でサンプリングした場合、図１８（ｂ）は中心周波数の６倍の周波数でサンプリングした場合、図１８（ｃ）は中心周波数の８倍の周波数でサンプリングした場合である。４倍、８倍の場合、パルス毎にＤ／Ａの出力値が異なる値をとる。これらの場合、図１７に示す送波アンプの非線形性のため、設定したとおりの出力値とならない。

このため、全く非線形性の無い媒質からの受信信号すら、加算後に打ち消し残りが生じてしまうので、目的を実現することが出来なくなる。これが非特許文献２の５ページ目二番目の段落に記載してある、３パルスの非対称性の問題である。本発明では図１８（ｂ）に示すように中心周波数の６倍（Ｎパルスの場合はＮの整数倍）のサンプリング周波数でＤ／Ａコンバータから出力する。その結果Ｄ／Ａの出力値がパルス毎に大きく異ならないため、送波アンプに非線形性があっても問題とならない。

次に、造影剤の破壊に対する考慮した撮像法に関して説明する。

図１９は、造影剤信号と生体非線形信号の弁別比と、造影剤信号の感度の、送波振幅依存性を説明する図である。図１９（ａ）は、パルス反転法と３パルス法の造影剤信号と生体非線形信号の弁別比を送波信号の振幅に対してプロットした図であり、図１９（ｂ）は、造影剤信号の感度を送波信号の振幅に対してプロットした図である。図１９において、横軸は、音圧振幅×０．１ＭＰａで送波振幅を示し、縦軸は、（ａ）弁別比（Selectivity, dB）、（ｂ）感度（Sensitivity, dB）を示し、実線は３パルス法、点線はパルス反転（インバージョン）法を示す。弁別比に関しては、３パルス法の方が従来のパルス反転法に比べ、常に２０ｄＢから４０ｄＢ程度優れている。

一方、感度に関しては、送波振幅が小さくなると、３パルス法の感度が低下してくる。これは、大きな送波振幅、即ち、非線形性が大きい時にしか、前述の造影剤からの信号と送波信号の位相関係が崩れないからである。しかし、感度を得るために大きな送波振幅で撮像すると、撮像している最中に造影剤が破壊され、結局感度の良い状態を持続することが困難となる。

よって、本発明では、以下の二通りの方法でこの問題を回避する。一つは図１０に示したような、第二高調波を重畳した波形を用いることによる。例えば、造影剤は押された時より、引っ張られた場合に破壊し易いので、正圧に比べ負圧が小さくなるように、第二高調波重畳した波形を用いることで、音圧が大きくでも比較的造影剤が壊れにくくなるように工夫することが出来る。

また、別の方法としては、シーケンス制御による方法も有効である。これはパルス反転送波と３パルス法を交互に送受信を行ない。普段は弱い音圧で、パルス反転法でモニタリングを行ない、時々高音圧の３パルス法を用いる方法である。

図２０、図２１は、パルス反転法と３パルス法の切り替え撮像シーケンスの制御フロー図である。

図２０に示す制御処理フローのように、予め設定したＭ回とＮ回で、切り替える以外に、オペレータからの入力に応じても切り替えを可能としている。パルスインバージョン（反転）撮像処理２０のＮ回の撮像終了又は外部入力により切り替えの判定処理２１を行ない、３パルス撮像処理２２を行なう、３パルス撮像処理２２のＭ回の撮像終了又は外部入力により切り替えの判定処理２３を行なう。

図２０はフレーム毎にパルス反転（インバージョン）と３パルス法を切り替える方法であるが、図２１に示す方法では、ラスター毎に切り替える。図２１に示すように、（ａ）１８０°パルス送受波処理１０１、（ｂ）０°パルス送受波処理１０２、（ｃ）１２０°パルス送受波処理１０３、（ｄ）−１２０°パルス送受波処理１０４を行ない、１フレーム終了か否かの判定処理１０５を行ない、１フレーム終了後にラスター移動を行なう。この方法によって、被検体の動きがある場合でも、切り替え時間が充分短いため、パルス反転法と３パルス法で撮像した信号の対象が同等のものと見なすことが出来るようになる。そのため、パルス反転法で撮像した白黒像の上に、３パルス法による造影剤信号を別のカラーコードで重畳することが可能となる。

本発明によれば、造影エコー像を基に確定診断を行なうに足るＳ／Ｎ比の高い超音波撮像装置を提供できる。

パルス反転法の原理と直列４気筒４ストロークエンジンの振動の原理とを説明する図である。 本発明の３パルス法の原理と直列６気筒４ストロークエンジンの振動の原理とを説明する図である。 本発明の実施例の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 本発明の３パルス法により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。 パルス反転法により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。 本発明の３パルス法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。 本発明の３パルス法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。 パルス反転法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。 パルス反転法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。 本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図である。 本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図である。 本発明の３パルス法において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図である。 本発明の３パルス法において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器出力信号波形の例を示す図である。 本発明の３パルス法において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器の出力信号の振幅の位相誤差依存性を説明する図である。 本発明の３パルス法において、送波パルスの包絡線と各パルスの搬送波の関係を説明する図である。 本発明の３パルス法において、送波パルスの包絡線と各パルスの搬送波の関係を説明する図である。 送波アンプの入出力特性の一例を示す図である。 Ｄ／Ａコンバータの出力波形とサンプリング点の関係を説明する図である。 造影剤信号と生体非線形信号の弁別比と、造影剤信号の感度の送波振幅依存性を説明する図である。 パルス反転法と３パルス法の切り替え撮像シーケンスの制御フロー図である。 パルス反転法と３パルス法の切り替え撮像シーケンスの制御フロー図である。

符号の説明

１…超音波探触子、２…切り替えスイッチ群、３…送波ビームフォーマ、４…送信波形選択部、５…送信波形メモリ、６…送受信シークエンス制御部、１０…受波ビームフォーマ、１１…受波メモリ選択部、１２…受信波形メモリ、１３…加算器、１４…帯域通過フィルタＡ、１５…帯域通過フィルタＢ、１６…包絡線信号検出器Ａ、１７…包絡線信号検出器Ｂ、１８…スキャンコンバータ、１９…表示器、２０…パルスインバージョン撮像処理、２１…判定処理、２２…３パルス撮像処理、２３…判定処理、１０１…１８０°パルス送受波処理、１０２…０°パルス送受波処理、１０３…１２０°パルス送受波処理、１０４…−１２０°パルス送受波処理、１０５…判定処理。

Claims (3)

1. 造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記生体内部の画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なうことにより、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成され、前記送信パルス波を生体内に送波するための送信用アンプを備え、前記送信アンプに与える信号の入力周期が送波パルスの周波数成分のうちの最大の周波数に対してＮの整数倍であることを特徴とする超音波撮像装置。
2. 請求項１に記載の超音波診断装置において、前記送信用アンプに信号を与える手段としてＤ／Ａコンバータを備え、前記Ｄ／Ａコンバータの信号出力周期が前記送波パルスの周波数成分のうちの最大の周波数に対してＮの整数倍であることを特徴とする超音波撮像装置。
3. 造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記生体内部の画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なうことにより、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成され、前記送信パルス波は、基本波とこの基本波に対する第二高調波を加算した波形であることを特徴とする超音波撮像装置。

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