JP4717484B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に関し、特に、マイクロバブル系の造影剤を利用して撮像する超音波装置に関する。

超音波診断装置は、超音波を被検体である生体に送信し、その生体から発生する超音波のエコー信号を受信して、生体内部を画像化することにより、医療診断に供するものである。

ところで、画像診断モダリティのなかでもＸ線撮像装置や磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ装置）を用いた画像診断の分野では、血管系の撮像などに造影剤が以前から用いられている。つまり、造影剤を血中に投与することによって血管系の構造や分布のコントラストを高めた画像を得ることができ、これによっ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ができる。

これに対し、超音波診断の分野では、これまで造影剤が広く用いられることはなかった。ところが、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）を安定化できる造影剤が出現したことから、広く用いられはじめている。超音波診断に用いる造影剤の原理は、直径１ミクロン程度のマイクロバブル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、そ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（以下、適宜、造影剤と省略する。）の特徴は、強い非線形性の超音波散乱特性を有する点にある。この非線形特性は、負圧を受けたときのマイク口バブルの体積増加が、同振幅の正圧を受けたときのマイク口バブルの体積減少よりも遥かに大きいという性質に起因する。この特性のために、マイクロハブルにより散乱されたエコー信号は、送信した超音波の２倍の周波数をもつ第２高調波成分が多く含まれる。この第２高調波成分をもとに、生体の軟部組織に対して強調された血流ドツプラ信号を得る方式が１９９２年に初めて報告された（非特許文献１）。ただし、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ことから、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問題を残した。その原因は、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、鋭い帯域遮断特性また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。この問題は、血流を２次元画像表示しようとするとき、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。

このような帯域通過フィルタに起因する問題を解決するため、正負を反転させた送信パルス波形を用いて２回の送受信を行い、得られた２つのエコー信号を加算するパルスインバージョン（ＰＩ：Pulse Inversion）法が提案されている。このＰＩ法によれば、動きの無視できる軟部組織からの２つのエコー信号の基本波成分の一方の位相が、他方の位相に対して１８０゜回転した関係になるから、加算によって打ち消される。これに対して、２つのエコー信号に含まれる第２高調波成分は、一方の位相が他方の位相に対して３６０゜回転した関係になるから、それらを加算することにより振幅が２倍に増大する。このＰＩ法によれば、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を用いずに、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高調波工コー信号を得ることができる。また、ＰＩ法によれば、血流中のマイクロバブル系の造影剤のように、２回の送受信の間に生ずる形態変化が無視できない散乱体については、基本波エコー信号は完全には打ち消されないから、軟部組織に対して造影剤を強調したエコー像を得るという目的に合致している。このＰＩ法については、特許文献１などに詳しく述べられている。

他方、生体の軟部組織など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。そのため、超音波の送信パルスが軟部組織中を伝播するとき、音圧の高い部分が低い部分よりも速く伝播する。これにより、元々正弦波状であった送信波形は、伝播するうちに、急峻に立ち上がった後、なだらかに低下するＮ波状に変化し、第２高調波などの高調波成分を持つようになる。これが軟部組織中で散乱されると、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、組織高調波イメージング（ＴＨＩ：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、組織高調波のために、ＰＩ法を用いても、造影剤の非線形散乱により生ずる高調波成分と、軟部組織中の非線形伝播により生ずる高調波成分とが混在したエコー信号になるので、造影剤と軟部組織とを峻別するイメージングが困難である。

ところで、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ＰＩ法により、非線形伝播により生ずる組織高調波成分の生成を抑えて、主に造影剤からの高調波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。しかし、これによれば、信号振幅が充分に得られないため、造影診断に期待される確定診断を行うに足るＳ／Ｎ比の高いエコー像を得にくいのが現状である。

この問題をある程度解決する方法として、送信パルス波形の正負を反転させると同時に振幅を変化させて３回の送受信を行う方法が提案されている（非特許文献２）。これは、振幅を０．５、−１、０．５に順次変調した３つの送信パルスを用いて３回の送受信を行い、これにより得られる３つのエコー信号を加算する方法である。すなわち、第１回目と第３回目の送信には同じパルス波形を用いるのに対し、第２回目にはそれらの位相を反転し、かつ振幅が２倍のパルス波形を用いる方法である。この方法によれば、変化の遅い線形散乱体からのエコー信号成分が打ち消され、非線形散乱や非線形伝播により生じたエコー信号の偶数倍の高調波成分が強調される。この点は、通常のＰＩ法と同様であるが、本方法によれば、非線形散乱や非線形伝播により生じたエコー信号成分のうち、基本波を含むすべての成分が、振幅変調により抽出される特徴がある。したがって、その分だけ、通常のＰＩ法よりも非線形散乱や非線形伝播によるエコー信号に対する高い感度が期待される。つまり、非特許文献２に記載された方法は、入射音圧の振幅に対する造影剤による非線形散乱の依存性が、非線形伝播の依存性よりも遥かに大きいことを利用したものである。この高感度化により、非線形伝播の効果が比較的小さい送信音圧においても、非線形散乱の効果を検出できるので、通常のＰＩ法と比較すれば、造影剤の軟部組織に対する峻別が容易である。

1992 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings，pp． 1175-1177 米国特許公報 USP No．6,095,980 2001 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings，pp， 1739-1745

しかしながら、非特許文献２に記載された方法は、軟部組織中を送波パルスが非線形伝播することにより生ずるエコー信号の組織高調波成分が残るから、造影剤由来のエコー信号の高調波成分のみを峻別することができない。したがって、造影剤と軟部組織とを峻別して画像化することができない。その結果、確定診断を行うに足るＳ／Ｎ比の高い造影エコー像を得ることはできない。

本発明は、上述のような現状に鑑み、マイクロバブル系造影剤を用いた造影エコー像のＳ／Ｎ比をさらに高めることを課題とする。

上記の課題を解決する本発明の原理は、Ｎ個（但し、Ｎは３以上の整数）の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を３６０゜／Ｎずつ回転させて形成し、前記Ｎ個の送信パルスを超音波探触子から被検体に順次送波し、前記超音波探触子により受波されるＮ個のエコー信号を加算した信号に基づいて一つの画像を再構成して表示することを特徴とする。

本発明の原理によれば、Ｎ個のエコー信号を加算することにより、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。つまり、線形散乱体によるＮ個のエコー信号の位相に着目すると、基本波成分の位相は３６０゜／Ｎずつ回転するから、それらのＮ個の基本波成分を合成すると、つまり加算すると、互いに打ち消し合うことになる。また、Ｎ個のエコー信号の第２高調波成分の位相は２×（３６０゜／Ｎ）ずつ回転するから、それらの第２高調波成分を加算すると互いに打ち消し合う。同様に、第（Ｎ−１）次高調波までの成分が同時に打ち消されることになる。

これに対し、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、造影剤の強い非線形共振特性のために包絡線信号の振幅（音圧）の影響を受け、送信パルスの搬送波の位相に対しては一定の関係にない。そのため、送信パルスの搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させてＮ回の送受信を行って得られるＮ個のエコー信号を加算しても、造影剤により散乱されて生じたエコー信号には打ち消されない成分が残る。この残ったエコー信号成分は造影剤に由来する成分であるから、これを用いて画像化することにより、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。

ところで、上述した本発明の原理によれば、造影剤に由来する高調波成分のみを峻別することができるので、造影剤を用いた造影エコー像のＳ／Ｎ比を向上させることができる。しかし、１枚の２次元画像を得るためにＮ回の送受信を行わなければならないから、フレームレートが低下することになる。一方、診断対象の部位によって、得られるエコー信号の強度が微弱な場合は、本発明の原理（以下、便宜的に、３パルス法と略称する。）により得られる画像の分解能と、従来のＰＩ法（以下、便宜的に、２パルス法と略称する。）とにより得られる画像の分解能とに差異が生じない場合が考えられる。このように、画像の分解能に差がないならば、フレームレートを高くした方が診断効率が優れる。

そこで、上記の本発明の原理において、Ｎを６として、６個の送信パルスを繰り返し送波し、各送信パルスに対応する６個のエコー信号をメモリに繰り返し格納し、このメモリに格納された６個のエコー信号のうち搬送波の位相が互いに１２０°離れた３個のエコー信号を加算した信号に基づいて一の画像を再構成することにより、３パルス法のフレームレートを高くすることができる。

すなわち、６個の送信パルスを繰り返し送波することにより、メモリには常に６個の位相が異なるエコー信号が格納されるから、送波タイミングごとに互いに１２０°離れた３個のエコー信号に基づいた画像が得られる。したがって、３パルス法を適用しても、通常のＢモード像と同じフレームレートで造影画像を取得することができる。なお、本発明において、Ｎ個の送信パルスの搬送波の位相は、±１０°の許容誤差があってもよい。

また、本発明の超音波診断装置は、上記に代えて、Ｎ個（但し、Ｎは３以上の整数）の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を３６０゜／Ｎずつ回転させて形成し、前記Ｎ個の送信パルスを超音波探触子から被検体に順次送波し、前記超音波探触子により受波されるＮ個のエコー信号を加算した加算信号を出力する第１の計測手段と、２個の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１８０゜回転させて形成し、前記２個の送信パルスを前記超音波探触子から前記被検体に順次送波し、前記超音波探触子により受波される２個のエコー信号を加算した加算信号を出力する第２の計測手段とを備えて構成することができる。つまり、本発明による３パルス法の計測機能と、従来のＰＩ法（２パルス法）の計測機能の両方を備えて構成することができる。さらに、前記第１の計測手段と前記第２の計測手段からそれぞれ出力される前記加算信号を比較する比較部と、前記比較部の比較結果に基づいて前記第１の計測手段と前記第２の計測手段のいずれの計測が有効かを判定する判定部と、前記判定部の判定結果に基づいて前記第１の計測手段と前記第２の計測手段を切り換える切換手段と、前記切換手段で切り換えられた前記第１の計測手段と前記第２の計測手段の一方の前記加算信号に基づいて画像を生成する画像生成手段とを備えて構成することができる。

これによれば、切換手段により、第１の計測手段と第２の計測手段を切り換えて、画質に優れた３パルス法により計測するか、あるいはフレームレートが高いＰＩ法により計測するかを自由に切り換えることができる。

この切換は、第１の計測手段と第２の計測手段の加算信号を比較して、例えば、振幅が大きいほうの加算信号の計測手段により画像を生成するようにすることができる。

さらに、本発明の他の超音波診断装置は、６個の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を６０゜ずつ回転させて形成する送信パルス形成手段と、該６個の送信パルスを時間をずらして超音波探触子から被検体に繰り返し送波する送波制御手段と、前記超音波探触子により受波される６個のエコー信号をそれぞれ格納するメモリと、該メモリに格納された６個の前記エコー信号のうち前記搬送波の位相が互いに１２０°離れた３個の前記エコー信号を選択して加算する第１の処理手段と、前記メモリに格納された６個の前記エコー信号のうち前記搬送波の位相が互いに１８０°離れた２個の前記エコー信号を選択して加算する第２の処理手段と、前記第１と第２の処理手段により加算された信号に基づいて少なくとも一の画像を再構成する画像生成手段と、該再構成された画像を表示する表示手段とを備えて構成することができる。

これによれば、３パルス法と２パルス法の計測データを同一時に収集することができる。したがって、第１の処理手段により加算された信号に基づいて第１の画像を生成する第１の手段と、前記第２の処理手段により加算された信号に基づいて第２の画像を生成する第２の手段とを設け、第１と第２の画像を表示手段に並べて表示することができる。さらに、表示手段は、第１と第２の画像の少なくとも一部を組み合わせて一の画像に合成して表示することができる。

以上説明したように、本発明によれば、マイクロバブル系造影剤を用いた造影エコー像のＳ／Ｎ比をさらに高めることができる。

以下、本発明を実施形態に基づいて説明する。
（基本形態１）
図１に、本発明の基本形態の超音波診断装置の一例のブロック構成図を示す。図示のように、超音波探触子（探触子）１を構成する各振動素子は、切替スイッチ２を介して、送波ビームフォーマ（送波ＢＦ）３と受波ビームフォーマ（受波ＢＦ）１０に接続されている。送波ビームフォーマ３は、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、送信波形選択部４により選択されて送信波形メモリ５から読み出された波形を用い、各振動素子を通じて送信されたとき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の各振動素子により超音波パルスに変換され、図示していない被検体の生体に送信される。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、各振動素子に受信されて電気信号に変換され、受波信号として切替スイッチ２を介して受波ビームフォーマ１０に入力される。

受波ビームフォーマ１０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。この遅延加算により得られた時系列信号のエコー信号は、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つのバンクに一旦書き込まれる。受信波形メモリ１２内に、互いに加算すべきエコー信号がそろった後、加算器１３により読み出されて、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１４を通過した後、包絡線検出器１６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に書き込まれたエコー信号の一部は、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１５を通過し、包絡線検出器１７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、信号の生成および制御を行う。

ここで、送信波形メモリ５には、共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１２０゜ずつ回転させてなる位相が異なる３つの送信パルスの波形が書き込まれている。送信波形選択部４は、そのうち１つを選択して送信するというシークエンスを、波形を変えて３回実行する。これにより、受信波形メモリ１２内の各バンクに書き込まれる３つのエコー信号の一例を、図２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示す。図２では、簡単のために、送信パルスが生体軟部組織中を伝播した後、１つの点状の反射体により反射されて生ずるエコー信号を、数値計算シミュレーションにより求めて示している。ここで、送信パルスの搬送波周波数は２ＭＨｚとした。同図の（ｄ）は、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示した３つのエコー信号を加算器１３で加算して得られる出力信号である。送信パルスが生体軟部組織中を非線形伝播するため、図２（ａ）、（ｂ）、（ｃ）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。しかし、加算器１３の出力である図２（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。

ここで、本発明の基本形態１により、基本波成分および非線形伝播に起因する高調波を加算器１３の加算によって打ち消される原理について説明する。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とき、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３に示すように、４ストローク直列４気筒エンジンは、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、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。

これに対して、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４に示すように、４ストローク直列６気筒エンジンは、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のは当然として、第２高調波成分も、クランク角で数えて１２０°×２＝２４０゜、すなわち逆から数えて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。

つまり、図３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、ＰＩ法に相当する。そして、図４の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、本発明の原理方法に相当する。ここで、一般的に、Ｎを３以上の整数とするとき、直列２Ｎ気筒エンジンの振動について述べれば、基本波すなわち第１次高調波から第（Ｎ−１）次高調波までの振動が原理的に打ち消される。これを本発明の超音波イメージングの場合に置き換えれば、送信パルス波形の包絡線信号を共通とし、搬送波の位相を３６０゜／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受信を行って得られるＮ個のエコー信号を加算することにより、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から第（Ｎ−１）次高調波までの成分が同時に打ち消されることになる。

次に、本発明の原理方法と比較するために、図５に、従来のＰＩ法により得られるエコー信号のシミュレーション結果を示す。従来のＰＩ法を実現するには、送信波形メモリ５に、共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１８０゜ずつ回転させてなる位相が異なる２つの送信パルスの波形を書き込む。そして、送信波形選択部４により、それらを交互に選択して送信する。これにより、受信波形メモリ１２内の各バンクに書き込まれる２つのエコー信号の一例を、図５（ａ）、（ｂ）に示す。同図（ｃ）は、そのとき得られる加算器１３の出力信号である。図示のように、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となっている。この信号は、組織高調波（ＴＨ）信号と呼ばれるもので、生体軟部組織を描出するときは、高い音響Ｓ／Ｎ比が得られるという利点があるが、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、造影剤を用いて、図２の本発明の原理方法を３パルスで実施した受信エコー信号と、図５の従来のＰＩ法の２パルスで実施した受信エコー信号を、それぞれ図６と図８に示す。それらの図は、一例として、半径１．５μｍのマイクロハ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る。また、図７と図９に、そのときの帯域通過フィルタ１４の入出力信号を示す。なお、図６〜図９を通じ、縦軸は音圧に比例する信号振幅を表し尺度は共通であり、横軸は時間（μｓ）を示している。

図２の３パルス法で実施すると、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号は、図６（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示すようになる。このときの加算器１３の出力信号、すなわち帯城通過フィルタ１４の入力信号は、図６（ｄ）および図７（ａ）である。図７（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、帯城通過フィルタ１４の通過帯域中心周波数を、それぞれ搬送波の基本波周波数（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）に設定したときの出力信号である。

一方、図５のＰＩ法による２パルス法で実施したとき、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号は、図８（ａ）、（ｂ）であり、そのとき得られる加算器１３の出力信号、すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号は、図８（ｃ）および図９（ａ）である。図９（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、帯域通過フィルタ１４の通過帯域中心周波数を、図７と同様に設定したときの帯域通過フィルタ１４の出力信号である。

それらの図から明らかなように、元々、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２パルスのＰＩ法によれば、図９（ｃ）、（ｄ）に示すように、１．５倍高調波から第２高調波成分を多く含む造影剤由来の信号が得られるのは当然である。一方、エコー信号中の第２高調波成分のうち非線形伝播などにより生ずる成分を打ち消すべく考案された本発明に係る３パルス法によれば、図７（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）に示すように、第２〜第３高調波成分を多く含む造影剤由来の充分な振幅を有するエコー信号が得られている。これは、注目すべき現象であり、この特異かつ有用な現象は、造影剤のマイクロハブルが強い非線形性を有する共振体であるこに起因するのである。より一般化して言いえば、遅延時間が振幅に依存する応答特性をもつことにある。すなわち、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２（ｄ）に示したように、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。
（基本形態２）

上述した基本形態１によれば、送信パルスに第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、造影剤由来の充分な振幅を有するエコー信号が得られるという特長もある。すなわち、文献（IEEE Transactions on Ultrasonics，Ferroelectrics，and Frequency Contro1,vo1 43,no.6，pp．1054-1062）に記載されているように、超音波の送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳することにより、生体中または液体中におけるマイクロハブルの振動、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。この文献に記載された第２高調波を送信パルスに重畳する技術は、マイクロハブル系の造影剤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。

本基本形態２は、図１の送信波形メモリ５に格納する送信パルスの波形に第２高調波成分を意図的に重畳した場合の例である。図１０〜図１２に、第２高調波成分を意図的に重畳した送信パルス波形を用いて、３パルス法により計測されたエコー信号の例を示す。送信波形メモリ５には、共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波である基本波と第２高調波の位相を１２０゜ずつ回転させてなる位相が異なる３つの送信パルスの波形が書き込まれている。送信波形選択部４は、そのうち１つを選択して送信するというシークエンスを、波形を代えて３回実行する。これにより、受信波形メモリ１２内の各バンクに書き込まれる３つの受信エコー信号の一例を、図２の場合と同様に求めて、図１０（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示す。また、そのとき得られる加算器１３の出力信号を図１０（ｄ）に示す。また、造影剤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）、（ｂ）、（ｃ）に示す。さらに、そのとき得られる加算器１３の出力信号、すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号を、図１１（ｄ）および図１２（ａ）に示す。図１２（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、帯域通過フィルタ１４の通過帯域中心周波数を図８の場合と同様に設定したときの出力信号である。

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２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１３の出力信号の振幅がほぼゼロとなっている。一方、造影剤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〜第３高調波成分を多く含む充分な振幅を有するエコー信号が得られている。

さらに、送信パルスの位相について、本発明の３パルス法の効果を得るために必要な誤差範囲について検討した結果について説明する。第２回目の送信パルスの位相が２０゜ずれた場合について、加算器１３の出力信号すなわち帯域通過フィルタ１４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２の場合と同様に求めて、図１３（ｂ）、（ｃ）に示す。同図（ａ）には、比較のために、図５の場合、すなわちＰＩ法を位相誤差なしで実施できた場合の信号を示す。図１３（ｃ）は、第２回目の送信パルスの位相ずれ２０゜に対応させて、第３回目の送信パルスの位相を１０゜ずらして、３つの送信パルスの和信号がゼロになるように調整した場合である。

送信パルスの包絡線信号を時間ｔの関数としてＡ（ｔ）とすると、本発明に係る第１回目〜第３回目の送波パルスＰ１（ｔ）、Ｐ２（ｔ）、Ｐ３（ｔ）は、位相誤差のないとき、
Ｐ１（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎωｔ （１）
Ｐ２（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋２π／３） （２）
Ｐ３（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ―２π／３） （３）
と書くことができる。このとき、
Ｐ１（ｔ）＋Ｐ２（ｔ）＋Ｐ３（ｔ）＝０ （４）
の関係が成り立っている。第２回目の送信パルスに位相誤差φを生じたとき、第２回目の送信パルスは、
Ｐ２（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋２π／３＋φ） （５）
と書くことができる。このとき、第３回目の送信パルスを、
Ｐ３（ｔ）＝Ａ３（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ―２π／３＋φ／２） （６）
Ａ３（ｔ）＝２Ａ（ｔ）ｃｏｓ（π／３＋φ／２） （７）
と書けるよう調整すれば、位相誤差φにかかわらず、（４）式を成り立たせることができる。図１３（ｃ）は、そのような第３回目の送信パルスの補正を行った結果であり、第２回目の送信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。（４）式が成立していることにより、一般的には、送信に用いるＮ個の送信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。

図１4には、加算器１３の出力信号の振幅のピーク・ツウ・ピーク（ｐｐ）値を、第２回目の送信パルスに与えた位相誤差の関数として示す。ＰＩ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回目の送信パルスの補正なしの場合を実線（ａ）で、補正を行った場合を点線（ｂ）で示している。位相誤差が２０゜に達すると、第３回目の送信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、造影剤に由来しない信号振幅が、従来のＰＩ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結論される。

以上説明したように、本発明の基本形態１、２により、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播などに由来する信号成分を含まず、造影用マイクロハブルにのみ由来する信号を抽出することができる。さらに、帯域通過フィルタ１４によりノイズが除去されて、Ｓ／Ｎ比が向上され、包絡線検出器１６によりその包絡線信号が得られ、これがマイクロハブル系の造影剤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１５に通してＳ／Ｎ比を向上させた信号から、包絡線検出器１７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、包絡線検出器１７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検出器１６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剤の分布を、２次元または３次元画像によりわかりやすく表示できる。

上記の基本形態１、２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。

以上述べたように、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などに由来する信号成分を含まず、造影用マイクロハ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ハ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次元または３次元画像によりわかりやすく表示することができる。これにより、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、したがって、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。
（実施形態１）

次に、本発明の原理を利用した本発明の一実施形態について説明する。上述した本発明の基本形態１、２によれば、１枚の２次元画像を得るためにＮ回の送受信を行わなければならないのでフレームレートが低下する。一方、診断対象の部位によっては、得られるエコー信号の強度が微弱な場合、本発明の原理方法（以下、便宜的に、３パルス法と略称する。）により得られる画像の分解能と、従来のＰＩ法（以下、便宜的に、２パルス法と略称する。）とにより得られる画像の分解能とに差異が生じない場合がある。このような場合は、フレームレートを高くした方が診断効率が優れる。そこで、３パルス法と２パルス法の２種の計測を行う機能を設け、それらの２つの機能を切換えて、いずれか一方の機能により計測可能にする本発明の超音波診断装置の一実施形態を図１５に示す。

図１５に示すように、本実施形態は、図１に示した基本形態１に係る超音波診断装置に、２パルス法の計測を行う機能を付加するとともに、３パルス法と２パルス法の機能を切換えて、分解能優先またはフレームレート優先を選択できるようにしたことを特徴とする。したがって、送信波形メモリ５には、３パルス法用として共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１２０゜ずつ回転させてなる位相が異なる３つの送信パルスの波形と、２パルス法用として共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１８０゜ずつ回転させてなる位相が異なる２つの送信パルスの波形とが書き込まれている。そして、送信波形選択部４は、送受信シークエンス制御部６の指令に基づいて、３パルス法または２パルス法の送信パルスの波形を選択して送波ビームフォーマ３に出力するようになっている。

また、３パルス法で得られた加算器１３の出力は、帯域通過フィルタ１４に送る前に、フレームメモリ２０に一旦格納されるようになっている。このフレームメモリ２０に記録されるデータは、例えば、走査変換して表示画像形式にしたもの、あるいは所謂ＲＦ信号を受信ビームに従い一旦記録した後にそれぞれのシーケンスで加算処理した結果を採用できる。ＲＦ信号の場合は、実部と虚部を有する複素信号で記録することもできる。

一方、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、２パルス法による撮像シーケンスが実行されて得られる２つのエコー信号からなる時系列信号は、受波ビームフォーマ１０により処理され、受波メモリ選択部１１により選択された受信波形メモリ２１中のバンクヘ一旦書き込まれる。受信波形メモリ２１に、互いに加算すべき時系列信号がそろった後、加算器２２により読み出されて互いに加算される。加算器２２により加算された２つのエコー信号は、フレームメモリ２３に格納される。このフレームメモリ２３に格納されるデータは、フレームメモリ２０と同様に構成することができる。

切換器２４は、フレームメモリ２０とフレームメモリ２３に記録された加算器１３と加算器２２の出力のいずれか一方を、帯域通過フィルタ１４に出力するようになっている。比較器２５は、フレームメモリ２０とフレームメモリ２３に記録された加算器１３と加算器２２の出力を取り込み、３パルス法と２パルス法で得られたエコー信号を比較する。すなわち、フレームメモリ２０とフレームメモリ２３に記録されたエコー信号の画素ごとにデータ（例えば、輝度）の差を求めて、または比を求めて比較する。この比較結果は、比較結果メモリ２６に画素ごとに格納するようになっている。なお、フレームメモリ２０、フレームメモリ２３および比較結果メモリ２６は、同じ番地構成を有し、同じアドレス制御信号を使用することが可能である。判定部２７は、比較結果メモリ２６の全ての番地もしくは特定の番地に格納されている比較結果を、総合的に判定するようになっている。例えば、特定の番地の比較結果に差があっても、他の大部分の比較結果に差がなければ、全体としては差がないと判断するようになっている。この判定基準の詳細については、後述する。

判定部２７は、その判定結果を送波選択制御部２８に出力するとともに、切換器２４を判定結果に基づいて切り換えるようになっている。送波選択制御部２８は、判定部２７から出力される判定結果に基づいて、３パルス法または２パルス法を選択して、送受信シークエンス制御部６に指令を送り、選択したシークエンスにより超音波診断装置を動作させるようになっている。また、その選択に合わせて、受信波形メモリ１２、加算器１３、フレームメモリ２０、受信波形メモリ２１、加算器２２、フレームメモリ２３、比較器２５、比較結果メモリ２６、および判定部２７を制御するようになっている。

このように構成される実施形態の動作について、図１６〜図１８に示したフローチャートを参照して説明する。まず、送波選択制御部２８は、送受信シークエンス制御部６に、３パルス法による計測を行って画像を得る指令を出力する（Ｓ１）。送受信シークエンス制御部６は、送信波形選択部４に対し送信波形メモリ５から３パルス用の送信パルスの波形を選択して出力するように指令する（Ｓ２）。送信ビームフォーマ３は、送受信シークエンス制御部６の指令に従い、送信波形選択部４から出力される３つの送信パルスを１２０°位相差で、切替スイッチ２を介して探触子１に順次送信する（Ｓ３）。受信ビームフォーマ１０は、送受信シークエンス制御部６の指令に従い、切替スイッチ２を介して探触子１から入力されるエコー信号を取り込んで、周知の受信処理および整相加算処理を行って受波メモリ選択部１１に出力する（Ｓ４）。受波メモリ選択部１１は、３パルスに対応する３つのエコー信号を選択して、それぞれ受信波形メモリ１２の対応するバンクに記録する（Ｓ５）。加算器１３は、受信波形メモリ１２に記録されている３パルスに対応した３つのエコー信号を加算し、その加算結果をフレームメモリ２０に格納する（Ｓ６）。

次に、図１７に示すように、送波選択制御部２８は、送受信シークエンス制御部６に、２パルス法による計測を行って画像を得る指令を出力する（Ｓ１１）。送受信シークエンス制御部６は、送信波形選択部４に対し送信波形メモリ５から２パルス用の送信パルスの波形を選択して出力するように指令する（Ｓ１２）。送信ビームフォーマ３は、送受信シークエンス制御部６の指令に従い、送信波形選択部４から出力される２つの送信パルスを１８０°位相差で、切替スイッチ２を介して探触子１に順次送信する（Ｓ１３）。受信ビームフォーマ１０は、送受信シークエンス制御部６の指令に従い、切替スイッチ２を介して探触子１から入力されるエコー信号を取り込んで、周知の受信処理および整相加算処理を行って受波メモリ選択部１１に出力する（Ｓ１４）。受波メモリ選択部１１は、２パルスに対応する２つのエコー信号を選択して、それぞれ受信波形メモリ２１の対応するバンクに記録する（Ｓ１５）。加算器２２は、受信波形メモリ２１に記録されている２パルスに対応した２つのエコー信号を加算し、その加算結果をフレームメモリ２３に格納する（Ｓ１６）。

比較器２５は、フレームメモリ２０とフレームメモリ２３にそれぞれ格納されたエコー信号の加算結果を比較して、その結果を比較結果メモリ２６に格納する（Ｓ２１）。例えば、比較器２５は、画像の輝度に相関する３パルス法と２パルス法のエコー信号の振幅を比較することができる。また、その比較結果は、それらの振幅の差、または振幅の比とすることができる。判定部２７は、比較結果メモリ２６に格納された比較結果に基づいて、総合的に判定して、判定結果を切換器２４と送波選択制御部２８に出力する（Ｓ２２）。ここで、判定部２７は、比較結果メモリ２６のメモリ番地に格納された比較結果の全ての結果に基づいて、あるいは特定の番地に格納された比較結果を、総合的に判断して、３パルス法のエコー信号の振幅が２パルス法のエコー信号の振幅よりも振幅の差が設定値より大きいか否か判断する。この設定値は、キーボード等の操作卓から入力設定可能である。そして、３パルス法により得られるエコー信号が、２パルス法により得られるエコー信号の振幅よりも十分に大きいと認められる場合は、３パルス法による計測が有効であることから、その旨の判定結果を出力する。これに対して、３パルス法と２パルス法で差がないと認められる場合は、フレームレートを高くすることが好ましいことから、２パルス法による計測をすべきである旨の判定結果を出力する。切換器２４は、判定結果に従って、フレームメモリ２０またはフレームメモリ２３の格納されているエコー信号を帯域通過フィルタ１４に転送する（Ｓ２３）。帯域通過フィルタ１４は、入力されるエコー信号をフィルタ処理して包絡線検出器１６に出力する（Ｓ２４）。包絡線検出器１６は、入力されるエコー信号の包絡線信号を検出し、検出した包絡線信号をスキャンコンバータ１８に出力する（Ｓ２５）。スキャンコンバータ１８は、入力される包絡線信号を一旦記録した後、画像データに変換して表示部１９に出力する（Ｓ２６）。表示部１９は、入力される画像データを表示画面に表示する。

なお、本実施形態においても、基本形態１、２で説明したように、３パルス法または２パルス法による計測以外に、通常のＢモード像計測を行い、そのエコー信号を帯域通過フィルタ１５および包絡線検出器１７によって処理し、これにより得られる画像データに、スキャンコンバータ１８において３パルス法または２パルス法によって計測された造影画像データを組み合わせて、表示器１９に表示させるようにすることができる。

また、本実施形態では、３パルス法と２パルス法の切り換えを、比較器２５と判定部２７により自動的に行うようにしたが、本発明はこれに限らず、次に述べるように種々変形することができる。例えば、診断部位、診断深度、使用周波数等の条件に応じ、用手法により検査者の意思に基づいて切り替えることができる。また、それらの条件に応じて、予め設定した手順により切り替えるようにすることもできる。

また、上記の判定部２７における判断において、深度方向あるいはビーム走査方向などの条件に応じて、比較対象の物理量に重みをつけて総合判定することもできる。さらに、経時的な複数の画像に基づいて評価を行うことも加えることができる。

さらに、３パルス法と２パルス法の計測結果に基づいて切り替える方法に代えて、送波パルスの音圧に応じて３パルス法と２パルス法を切り替えるようにすることができる。つまり、図２で説明したように、音圧に比例した振幅信号が十分に大きい場合は、３パルス法による３つのエコー信号を加算すると、基本波成分が消滅してノイズの少ない造影画像が得られる。この造影画像は、図５で説明した２パルス法の造影画像よりもノイズが少ない。しかし、音圧が低い場合は、両者の造影画像の分解能に差がなくなることが考えられる。造影画像の画質に差がなければ、フレームレートの高い２パルス法が診断効率に優れる。そこで、エコー信号の強度を監視して、強度が設定値より大きいときには３パルス法に切り替え、強度が設定値より低下した場合は２パルス法に切り替えるようにすることができる。この設定値も、操作卓から入力可能である。

以上説明したように、本実施形態によれば、造影剤を用いて画質に優れた造影画像を得ることができる３パルス法と、フレームレートが高い２パルス法の両方の計測機能を備えていることから、診断の狙いに応じてそれらを使い分けることができ、使い勝手に優れた超音波診断装置を実現できる。
（実施形態２）

実施形態１の３パルス法のフレームレートを改善する一実施形態の超音波診断装置の構成を図１９および図２０に示す。本実施形態の特徴は、共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を６０゜ずつ回転させてなる位相が異なる６種類の送信パルスを繰り返し送信する。そして、送信パルスに合わせて６種類のエコー信号を受信波形メモリに保持するとともに、次に同一位相のエコー信号を受信したときに上書きするようにする。その結果、受信波形メモリには、常に、位相が６０゜ずつ異なる６種類のエコー信号が保持されることになる。

そこで、受信波形メモリから位相が１２０°ずつ異なる３種類のエコー信号を読み出して加算処理することにより、３パルス法の造影画像が得られる。この読み出す３種類のエコー信号の組を、送信パルスの間隔ごとに、位相を６０°ずつずらしながら実行すると、送信パルスの送信間隔と同じ間隔で、３パルス法による１フレームの造影画像が得られる。したがって、フレームレートを下げることなく、通常のＢモード像のフレームレートにより３パルス法の造影画像を得ることができる。

以下、図を用いて、詳細に説明する。図１９に示すように、本実施形態は、図１の実施形態の受波メモリ選択部１１と帯域通過フィルタ１４、１５との間に、画像データ収集部３０を設け、この画像データ収集部３０を図２０に示すように構成したことを特徴とする。また、送信波形選択部４、送信波形メモリ５および送受信シークエンス制御部６の機能構成が相違する。すなわち、送信波形メモリ５には、共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相が６０゜ずつ異なる６種類（０°、６０°、１２０°、１８０°、２４０°、３００°）の送信パルスが格納されている。送信波形選択部４は、送受信シークエンス制御部６の指令に基づいて、６種類の送信パルスを繰り返し選択して送信するように構成されている。

一方、画像データ収集部３０は、図２０に示すように、６種類の送信パルスに対応するエコー信号をそれぞれ記憶する６つの受信波形メモリ３１ａ〜３１ｆを備えて構成されている。これらの受信波形メモリ３１ａ〜３１ｆに格納されているエコー信号ａ〜ｆは、エコー信号選択部３２により読み出し可能に形成されている。エコー信号選択部３２は、６種類のエコー信号ａ〜ｆを取り込み、位相が１２０°ずつ異なる３つのエコー信号を選択するように構成されている。これにより選択されたれた３つのエコー信号は加算器３３において加算される。なお、受信波形メモリ３１ａ〜３１ｆ、エコー信号選択部３２および加算器３３は、エコー信号選択制御部３４により制御されるようになっている。

まず、エコー信号選択制御部３４は、送受信シークエンス制御部６の指令に基づいて、超音波の送受信タイミングに合わせて、受波メモリ選択部１１から出力されるエコー信号を格納する受信波形メモリ３１ａ〜３１ｆを順次切り替える。また、その切り替えに合わせて、エコー信号選択制御部３４は、エコー信号選択部３２に６種類のエコー信号ａ〜ｆを取り込ませるとともに、位相が１２０°ずつ異なる３種類のエコー信号を選択させる。つまり、エコー信号選択部３２は、６種類のエコー信号ａ〜ｆから組合せが異なる３種類のエコー信号を選択する機能を有する。例えば、ある送受信タイミングにて、エコー信号（ａ、ｃ、ｅ）を選択する。次の送受信タイミングにて、エコー信号（ｂ、ｄ、ｆ）を選択する。さらに次の送受信タイミングにて、エコー信号（ｃ、ｅ、ａ）を選択する。

エコー信号選択部３２により選択された１２０°ずつ位相が異なるエコー信号は、加算器３３にて加算されて、図２で説明したように基本波成分等が打ち消されたエコー信号が得られる。この加算器３３の出力を、図１９の帯域通過フィルタ１４に出力することにより、３パルス法の造影画像を得ることができる。

以上説明したように、本実施形態によれば、通常のＢモード像のフレームレートにより、画質に優れた３パルス法の造影画像を得ることができる。
（実施形態３）

図２１に、画像データ収集部３０の他の実施形態の構成図を示す。本実施形態は、３パルス法と２パルス法の造影画像データを同時に収集することができる実施形態である。本実施形態が図１９および図２０に示した実施形態２と異なる点は、画像データ収集部３０の構成にある。つまり、図２１に示すように、３パルス法用のエコー信号選択部３２に並列に２パルス法用のエコー信号選択部３５が設けられ、これに合わせて加算器３６が設けられ、さらに加算器３３と加算器３６の出力を取り込み、相関処理を行って造影画像データを生成する相関処理部３７が設けられていることにある。

ここで、３パルス法用のエコー信号選択部３２と加算器３３の構成および動作は図２０によって説明したのと同様である。エコー信号選択部３５は、６種類のエコー信号ａ〜ｆを取り込み、位相が１８０°ずつ異なる２つのエコー信号を選択するように構成されている。これにより選択された２つのエコー信号は加算器３６において加算される。また、エコー信号選択部３５および加算器３６は、エコー信号選択制御部３４により制御されるようになっている。

本実施形態の動作を説明する。まず、エコー信号選択制御部３４は、送受信シークエンス制御部６の指令に基づいて、超音波の送受信タイミングに合わせて、受波メモリ選択部１１から出力されるエコー信号を格納する受信波形メモリ３１ａ〜３１ｆを順次切り替える。エコー信号選択部３２は、実施形態２で説明したと同様に、エコー信号選択制御部３４の指令に従って、超音波の送受信タイミングに合わせて、６種類のエコー信号ａ〜ｆから位相が１２０°ずつ異なる３種類のエコー信号を選択する。一方、エコー信号選択部３５は、エコー信号選択制御部３４の指令に従って、６種類のエコー信号ａ〜ｆから位相が１８０°異なる２種類のエコー信号を選択する機能を有する。例えば、ある送受信タイミングにて、エコー信号（ａ、ｄ）を選択する。次の送受信タイミングにて、エコー信号（ｂ、ｅ）を選択する。さらに次の送受信タイミングにて、エコー信号（ｃ、ｆ）を選択する。そして、この選択動作を繰り返す。エコー信号選択部３５により選択された１８０°ずつ位相が異なるエコー信号は、加算器３６にて加算されて、図５で説明したように、基本波成分同士は打ち消し合い、第２高調波成分同士が強調し合ったエコー信号が得られる。

このようにして、超音波の送受信タイミングのたびに、加算器３３と加算器３６から、３パルス法および２パルス法のエコー信号（造影画像データ）が同時に得られる。これらの３パルス法および２パルス法の造影画像データは、相関処理部３７に入力される。相関処理部３７は、３パルス法と２パルス法のどちらの造影画像を表示部に表示させるかを判定する。この判定基準は、実施形態１で説明した判定部２７の判定基準を適用することができる。この場合に、両者の造影画像の画素ごとに判定し、画素ごとに切換えて３パルス法と２パルス法の造影画像が混在した１フレームの造影画像を生成することもできる。このようにして相関処理部３７から出力される造影画像データは帯域通過フィルタ１４に入力され、包絡線検出器１６とスキャンコンバータ１８にて処理された後、表示部１９にて画像表示される。

なお、相関処理部３７に代えて、単なる切換器とし、用手法的にいずれかの造影画像を選択して切り替えることも可能である。また、実施形態１で説明したように、診断部位、診断深度、使用周波数等の条件に応じて切り替えることができる。さらに、それらの条件に応じて、予め設定した手順により切り替えるようにすることもできる。また、相関処理部３７は、深度方向あるいはビーム走査方向などの条件に応じて、比較対象の物理量に重みをつけて総合判定することもできる。さらに、経時的な複数の画像に基づいて評価を行うことも加えることができる。

また、相関処理部３７を省略し、帯域通過フィルタと包絡線検出器を１系列増やして、表示部１９に３パルス法と２パルス法の造影画像を個別に表示することもできる。

本発明の基本形態の超音波診断装置の全体構成図を示す。 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からのエコー信号の一例を示す図である。 ＰＩ法の原理を、直列４気筒４ストロークエンジンの振動の原理に基づいて説明する図である。 本発明の３パルス法の原理を、直列６気筒４ストロークエンジンの振動の原理に基づいて説明する図である。 ＰＩ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からのエコー信号の一例を示す図である。 本発明の３パルス法により得られるマイクロハブル系の造影剤による散乱エコー信号の一例を示す図である。 本発明の３パルス法により得られるマイクロハブル系の造影剤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の一例を示す図である。 ＰＩ法により得られるマイクロハブル系の造影剤による散乱エコー信号の一例を示す図である。 ＰＩ法により得られるマイクロハブル系の造影剤による散乱エコー信号の一例を示す図である。 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からのエコー信号の一例を示す図である。 本発明の３パルス法において、送信パルスに第２高調波を意図的に重畳した場合に得られるマイクロハブル系の造影剤による散乱エコー信号の一例を示す図である。 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マイクロハブル系の造影剤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の一例を示す図である。 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からのエコー信号の加算器出力信号の波形の一例を示す図である。 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からのエコー信号の加算器出力信号の振幅の位相誤差依存性を示す図である。 本発明の一実施の形態の超音波診断装置の全体構成図である。 図１５実施形態の３パルス法の処理動作を説明するフローチャートである。 図１５実施形態の２パルス法の処理動作を説明するフローチャートである。 図１５実施形態の３パルス法と２パルス法により得られたエコー信号に基づいて表示させる画像を自動的に判断する処理動作を説明するフローチャートである。 本発明の他の実施形態の超音波診断装置の全体構成図である。 図１９の一実施形態の要部の構成の一例を示す図である。 図１９の一実施の形態の要部の構成の他の一例を示す図である。

符号の説明

１ 超音波探触子
２ 切替スイッチ
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、２１ 受信波形メモリ
１３、２２ 加算器
１４、１５ 帯域通過フィルタ
１６、１７ 包絡線検出器
１８ スキャンコンバータ
１９ 表示部
２０、２３ フレームメモリ
２４ 切換器
２５ 比較器
２６ 比較結果メモリ
２７ 判定部
２８ 送波選択制御部

Claims (3)

1. Ｎ個（但し、Ｎは３以上の整数）の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を３６０゜／Ｎずつ回転させて形成し、前記Ｎ個の送信パルスを超音波探触子から被検体に順次送波し、前記超音波探触子により受波されるＮ個のエコー信号を加算した加算信号を出力する第１の計測手段と、
   ２個の送信パルスを共通の包絡線信号で振幅変調された超音波の搬送波の位相を１８０゜回転させて形成し、前記２個の送信パルスを前記超音波探触子から前記被検体に順次送波し、前記超音波探触子により受波される２個のエコー信号を加算した加算信号を出力する第２の計測手段と、
   前記第１の計測手段と前記第２の計測手段からそれぞれ出力される前記加算信号を比較する比較部と、
   前記比較部の比較結果に基づいて前記第１の計測手段と前記第２の計測手段のいずれの計測が有効かを判定する判定部と、
   前記判定部の判定結果に基づいて前記第１の計測手段と前記第２の計測手段を切り換える切換手段と、
   前記切換手段で切り換えられた前記第１の計測手段と前記第２の計測手段の一方の前記加算信号に基づいて画像を生成する画像生成手段とを備えてなる超音波診断装置。
2. 前記第１の計測手段は、前記Ｎが６のとき、６個の前記送信パルスを繰り返し送波し、前記各送信パルスに対応する６個の前記エコー信号をメモリに繰り返し格納し、該メモリに格納された６個の前記エコー信号のうち前記搬送波の位相が互いに１２０°離れた３個の前記エコー信号を加算した加算信号を出力することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記Ｎ個の送信パルスの前記搬送波の位相は、±１０°の許容誤差を有することを特徴とする請求項１または２に記載の超音波診断装置。

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