WO2013183669A1 - 超音波診断装置及び超音波イメージング方法 - Google Patents

超音波診断装置及び超音波イメージング方法 Download PDF

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ultrasonic transmission
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寛樹 吉新
財光 西原
明弘 掛江
哲也 川岸
平間　信
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic imaging method.
  • CHI Contra Harmonic Imaging
  • the contrast echo method is intended to evaluate blood flow dynamics by, for example, injecting an ultrasonic contrast agent from a vein to enhance a blood flow signal in an examination of a heart, a liver, or the like.
  • Many ultrasonic contrast agents use microbubbles as a reflection source.
  • the bubbles collapse due to the mechanical action of the ultrasound, resulting in a decrease in the signal intensity from the scan plane. End up.
  • Ultrasound contrast is used for close examination of a minute structure (for example, a minute blood vessel structure) that cannot be visualized by an X-ray CT apparatus or an MRI apparatus because of its real-time property and high spatial resolution.
  • ultrasonic contrast may be useful for differentiation because it allows irregular travel of tumor blood vessels and observation of nutrient blood vessels.
  • Ultrasound contrast is also used in the superficial region in addition to the abdomen.
  • a high-frequency (6 MHz or higher) ultrasonic probe is used to obtain spatial resolution, but the depth sensitivity is reduced. Further, even when scanning a patient with a thick abdominal wall, the depth sensitivity is reduced. This is because in an ultrasonic wave transmitted at a high frequency, a frequency observable region (penetration) remains in a shallow region. In order to obtain the observation depth, the frequency is generally lowered, but in such a case, the spatial resolution is lowered. Clinically, it is necessary to observe the lesion with the spatial resolution maintained deep, but there are cases where it cannot be satisfied.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of performing ultrasonic contrast with a high bubble tissue ratio and a high depth sensitivity.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus includes a transmission / reception unit, an addition / subtraction unit, and an image generation unit.
  • the transmission / reception unit performs ultrasonic transmission with modulated amplitude or ultrasonic transmission with modulated amplitude and phase a plurality of times on the same scanning line of the imaging region of the subject to which the contrast agent has been administered to generate reflected waves.
  • a plurality of sets of the first set of ultrasonic transmission / reception to be received and a second set of ultrasonic transmission / reception different in phase modulation from the first set of ultrasonic transmission / reception are performed, and reflected wave data for a plurality of sets is output.
  • the addition / subtraction unit adds or subtracts the reflected wave data for a plurality of sets.
  • the image generation unit generates contrast image data based on the data output from the addition / subtraction unit.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of the B-mode processing unit according to the first embodiment.
  • FIG. 3A is a diagram illustrating an example of processing performed by the addition / subtraction unit and the reception coefficient switching unit when AM is performed.
  • FIG. 3B is a diagram illustrating an example of processing performed by the addition / subtraction unit and the reception coefficient switching unit when AMPM is performed.
  • FIG. 4 is a diagram (1) illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 5A is a diagram (2) illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 5B is a diagram (3) illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 5C is a diagram (4) illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 5D is a diagram (5) illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of residual echo generated by the combined use of AMPM and AM.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of ultrasonic transmission / reception for residual echo countermeasures according to the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of an ultrasonic contrast result by ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the second embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the second embodiment.
  • FIG. 10 is a flowchart illustrating a processing example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining the third embodiment.
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating a processing example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram (1) for explaining the fourth embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram (2) for explaining the fourth embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram (3) for explaining the fourth embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment includes an ultrasonic probe 1, a monitor 2, an input device 3, and an apparatus main body 10.
  • the ultrasonic probe 1 includes a plurality of piezoelectric vibrators, and the plurality of piezoelectric vibrators generate ultrasonic waves based on a drive signal supplied from a transmission / reception unit 11 included in the apparatus main body 10 described later.
  • the plurality of piezoelectric vibrators included in the ultrasonic probe 1 receives reflected waves from the subject P and converts them into electrical signals.
  • the ultrasonic probe 1 includes a matching layer provided in the piezoelectric vibrator, a backing material that prevents propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear, and the like.
  • the ultrasonic probe 1 is detachably connected to the apparatus main body 10.
  • the transmitted ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 1 to the subject P
  • the transmitted ultrasonic waves are reflected one after another at the discontinuous surface of the acoustic impedance in the body tissue of the subject P
  • the ultrasonic probe is used as a reflected wave signal. 1 is received by a plurality of piezoelectric vibrators.
  • the amplitude of the received reflected wave signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface where the ultrasonic wave is reflected.
  • the reflected wave signal when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall depends on the velocity component of the moving object in the ultrasonic transmission direction due to the Doppler effect. And undergoes a frequency shift.
  • the ultrasonic probe 1 is a 1D array probe that scans the subject P in two dimensions, it is a mechanical 4D probe or 2D array probe that scans the subject P in three dimensions. Is applicable.
  • the input device 3 has a mouse, keyboard, buttons, panel switch, touch command screen, foot switch, trackball, joystick, and the like.
  • the input device 3 accepts various setting requests from an operator of the ultrasonic diagnostic apparatus, and transfers the accepted various setting requests to the apparatus main body 10.
  • the monitor 2 displays a GUI (Graphical User Interface) for the operator of the ultrasonic diagnostic apparatus to input various setting requests using the input device 3, and displays ultrasonic image data generated in the apparatus main body 10. Or display.
  • GUI Graphic User Interface
  • the apparatus main body 10 is an apparatus that generates ultrasonic image data based on a reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the apparatus main body 10 shown in FIG. 1 can generate two-dimensional ultrasound image data based on a two-dimensional reflected wave signal, and can generate three-dimensional ultrasound image data based on a three-dimensional reflected wave signal.
  • the first embodiment is applicable even when the apparatus main body 10 is an apparatus dedicated to two-dimensional data.
  • the apparatus main body 10 includes a transmission / reception unit 11, a B-mode processing unit 12, a Doppler processing unit 13, an image generation unit 14, an image memory 15, an internal storage unit 16, and a control unit. 17.
  • the transmission / reception unit 11 controls ultrasonic transmission / reception performed by the ultrasonic probe 1 based on an instruction from the control unit 17 described later.
  • the transmission / reception unit 11 includes a pulse generator, a transmission delay unit, a pulser, and the like, and supplies a drive signal to the ultrasonic probe 1.
  • the pulse generator repeatedly generates rate pulses for forming transmission ultrasonic waves at a predetermined rate frequency.
  • the transmission delay unit generates a delay time for each piezoelectric vibrator necessary for focusing the ultrasonic wave generated from the ultrasonic probe 1 into a beam and determining transmission directivity. Give for each rate pulse.
  • the pulser applies a drive signal (drive pulse) to the ultrasonic probe 1 at a timing based on the rate pulse. That is, the transmission delay unit arbitrarily adjusts the transmission direction of the ultrasonic wave transmitted from the piezoelectric vibrator surface by changing the delay time given to each rate pulse.
  • the transmission / reception unit 11 has a function capable of instantaneously changing the transmission frequency, the transmission drive voltage, and the like in order to execute a predetermined scan sequence based on an instruction from the control unit 17 described later.
  • the change of the transmission drive voltage is realized by a linear amplifier type transmission circuit capable of instantaneously switching the value or a mechanism for electrically switching a plurality of power supply units.
  • the transmission / reception unit 11 includes an amplifier circuit, an A / D (Analog / Digital) converter, a reception delay circuit, an adder, a quadrature detection circuit, and the like.
  • Various types of reflected wave signals received by the ultrasonic probe 1 are used. Processing is performed to generate reflected wave data.
  • the amplifier circuit amplifies the reflected wave signal for each channel and performs gain correction processing.
  • the A / D converter A / D converts the reflected wave signal whose gain is corrected.
  • the reception delay circuit gives a reception delay time necessary for determining the reception directivity to the digital data.
  • the adder performs addition processing of the reflected wave signal given the reception delay time by the reception delay circuit.
  • the quadrature detection circuit converts the output signal of the adder into a baseband in-phase signal (I signal, I: In-pahse) and a quadrature signal (Q signal, Q: Quadrature-phase). Then, the quadrature detection circuit stores the I signal and the Q signal (hereinafter referred to as IQ signal) as reflected wave data in a frame buffer (not shown).
  • the quadrature detection circuit may convert the output signal of the adder into an RF (Radio Frequency) signal and store it in a frame buffer (not shown).
  • the transmission / reception unit 11 transmits a two-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1 when the subject P is two-dimensionally scanned. Then, the transmission / reception unit 11 generates two-dimensional reflected wave data from the two-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1. In addition, when the subject P is three-dimensionally scanned, the transmission / reception unit 11 transmits a three-dimensional ultrasonic beam from the ultrasonic probe 1. Then, the transmission / reception unit 11 generates three-dimensional reflected wave data from the three-dimensional reflected wave signal received by the ultrasonic probe 1.
  • the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 are signal processing units that perform various types of signal processing on the reflected wave data generated from the reflected wave signal by the transmission / reception unit 11.
  • the B-mode processing unit 12 receives the reflected wave data from the transmission / reception unit 11, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like, and generates data (B-mode data) in which the signal intensity is expressed by brightness.
  • the Doppler processing unit 13 performs frequency analysis on velocity information from the reflected wave data received from the transmission / reception unit 11 and extracts data (Doppler data) obtained by extracting moving body information such as velocity, dispersion, and power due to the Doppler effect at multiple points. Generate.
  • the moving body is, for example, a blood flow, a tissue such as a heart wall, or a contrast agent.
  • the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 acquire reflected wave data via the frame buffer described above.
  • the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13 illustrated in FIG. 1 can process both two-dimensional reflected wave data and three-dimensional reflected wave data. That is, the B-mode processing unit 12 generates two-dimensional B-mode data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional B-mode data from the three-dimensional reflected wave data. The Doppler processing unit 13 generates two-dimensional Doppler data from the two-dimensional reflected wave data, and generates three-dimensional Doppler data from the three-dimensional reflected wave data.
  • the image generation unit 14 generates ultrasonic image data from the data generated by the B mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13.
  • the image generation unit 14 generates two-dimensional B-mode image data in which the intensity of the reflected wave is represented by luminance from the two-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates two-dimensional Doppler image data representing moving body information from the two-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13.
  • the two-dimensional Doppler image data is velocity image data, distributed image data, power image data, or image data obtained by combining these.
  • the image generation unit 14 generally converts (scan converts) a scanning line signal sequence of ultrasonic scanning into a scanning line signal sequence of a video format represented by a television or the like, and displays ultrasonic waves for display. Generate image data. Specifically, the image generation unit 14 generates ultrasonic image data for display by performing coordinate conversion in accordance with the ultrasonic scanning mode of the ultrasonic probe 1. In addition to scan conversion, the image generation unit 14 performs various image processing, such as image processing (smoothing processing) for regenerating an average value image of luminance using a plurality of image frames after scan conversion, for example. Then, image processing (edge enhancement processing) using a differential filter is performed in the image. In addition, the image generation unit 14 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasound image data.
  • image processing smoothing processing
  • image processing edge enhancement processing
  • the image generation unit 14 synthesizes character information, scales, body marks, and the like of various parameters with the ultrasound image data.
  • B-mode data and Doppler data are ultrasonic image data before the scan conversion process, and data generated by the image generation unit 14 is ultrasonic image data for display after the scan conversion process. Note that the B-mode data and Doppler data are also called raw data.
  • the image generation unit 14 generates two-dimensional ultrasonic image data for display from the two-dimensional ultrasonic image data before the scan conversion process.
  • the image generation unit 14 generates three-dimensional B-mode image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional B-mode data generated by the B-mode processing unit 12. Further, the image generation unit 14 generates three-dimensional Doppler image data by performing coordinate conversion on the three-dimensional Doppler data generated by the Doppler processing unit 13. The image generation unit 14 generates “3D B-mode image data or 3D Doppler image data” as “3D ultrasound image data (volume data)”.
  • the image generation unit 14 performs a rendering process on the volume data in order to generate various two-dimensional image data for displaying the volume data on the monitor 2.
  • the rendering process performed by the image generation unit 14 includes, for example, a process of generating MPR image data from volume data by performing a cross-section reconstruction method (MPR: Multi Planer Reconstruction).
  • MPR Multi Planer Reconstruction
  • the rendering processing performed by the image generation unit 14 includes, for example, volume rendering (VR) processing for generating two-dimensional image data reflecting three-dimensional information.
  • the image memory 15 is a memory for storing image data for display generated by the image generation unit 14.
  • the image memory 15 can also store data generated by the B-mode processing unit 12 and the Doppler processing unit 13.
  • the B-mode data and Doppler data stored in the image memory 15 can be called by an operator after diagnosis, for example, and become ultrasonic image data for display via the image generation unit 14.
  • the image memory 15 can also store the reflected wave data output from the transmission / reception unit 11.
  • the internal storage unit 16 stores a control program for performing ultrasonic transmission / reception, image processing and display processing, diagnostic information (for example, patient ID, doctor's findings, etc.), various data such as a diagnostic protocol and various body marks. To do.
  • the internal storage unit 16 is also used for storing image data stored in the image memory 15 as necessary. Data stored in the internal storage unit 16 can be transferred to an external device via an interface (not shown). The internal storage unit 16 can also store data transferred from an external device via an interface (not shown).
  • the control unit 17 controls the entire processing of the ultrasonic diagnostic apparatus. Specifically, the control unit 17 is based on various setting requests input from the operator via the input device 3 and various control programs and various data read from the internal storage unit 16. The processing of the processing unit 12, the Doppler processing unit 13, and the image generation unit 14 is controlled. Further, the control unit 17 controls the display 2 to display ultrasonic image data for display stored in the image memory 15 or the internal storage unit 16.
  • the transmission / reception unit 11 and the like built in the apparatus main body 10 may be configured by hardware such as an integrated circuit, but may be a program modularized in software.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus capable of performing contrast harmonic imaging (CHI) as ultrasonic contrast.
  • the above-described B-mode processing unit 12 can change the frequency band to be visualized by changing the detection frequency.
  • the B-mode processing unit 12 uses the reflected wave data at the imaging region of the subject P to which the ultrasound contrast agent has been administered, and the ultrasound contrast agent (microbubbles, bubbles) flowing through the imaging region as a reflection source. And the reflected wave data using the tissue present in the imaging region as a reflection source.
  • the image generation part 14 can generate
  • the reflected wave signal from the microbubbles contains many harmonic components that are nonlinear signals.
  • the contrast image data is mainly generated based on the second harmonic (second harmonic) component.
  • the B-mode processing unit 12 separates the harmonic component and the fundamental component from the reflected wave data by filtering.
  • the fundamental wave component is not sufficiently removed, and contrast image data in which the fundamental wave component is suppressed and the harmonic component is emphasized may not be generated.
  • CHI it is necessary to perform ultrasonic transmission at a low sound pressure so that microbubbles do not collapse.
  • the signal / noise ratio (S / N ratio) of contrast image data decreases.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus is an apparatus that can execute AM, PM, and AMPM.
  • the transmission / reception unit 11 sets the amplitude ratio to “1: 2: 1” with the same phase polarity, for example (0.5, 1, 0.5), by the scan sequence set by the control unit 17.
  • the modulated ultrasonic wave is transmitted three times on each scanning line.
  • the transmission / reception unit 11 outputs the three reflected wave data to the B-mode processing unit 12.
  • the reflected wave data of (0.5, 1, 0.5) are R1, R2, and R3.
  • the B mode processing unit 12 performs envelope detection processing on the data subjected to the addition / subtraction processing of “R1 ⁇ R2 + R3” to generate B mode data, and the image generation unit 14 is output from the B mode processing unit 12.
  • Ultrasonic image data is generated from B-mode data for one frame or B-mode data for one volume.
  • the transmission / reception unit 11 sets the amplitude ratio to “1: 2: 1”, for example, ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) by the scan sequence set by the control unit 17.
  • ultrasonic waves obtained by reversing the polarities of the first and third transmission ultrasonic waves and the second transmission ultrasonic wave are transmitted three times on each scanning line.
  • the reflected wave data of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) are R1, R2, and R3.
  • the B-mode processing unit 12 performs envelope detection processing on the data subjected to the addition processing of “R1 + R2 + R3” to generate B-mode data, and the image generation unit 14 outputs the 1 output from the B-mode processing unit 12 Ultrasonic image data is generated from B-mode data for one frame or B-mode data for one volume.
  • FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration example of the B-mode processing unit according to the first embodiment.
  • FIG. 3A is a diagram illustrating an example of processing performed by the addition / subtraction unit and the reception coefficient switching unit when the addition is performed
  • FIG. 3B illustrates processing performed by the addition / subtraction unit and the reception coefficient switching unit when the AMPM is performed. It is a figure which shows an example.
  • the B mode processing unit 12 includes an addition / subtraction unit 12a, a B mode data generation unit 12b, and a reception coefficient switching unit 12c.
  • the addition / subtraction unit 12a and the reception coefficient switching unit 12c are processing units that function when ultrasonic transmission / reception is performed by AM or AMPM.
  • the addition / subtraction unit 12a receives the reflected wave data “R1, R2, R3” output from the transmission / reception unit 11. To do.
  • the reflected wave data is an IQ signal or RF signal having phase information.
  • the reception coefficient switching unit 12c outputs the reception coefficient (1, -1, 1) to the addition / subtraction unit 12a under the control of the control unit 17.
  • the adder / subtractor 12a combines the three reflected wave data by “1 ⁇ R1 + ( ⁇ 1) ⁇ R2 + 1 ⁇ R3” as shown in FIG. 3A based on the reception coefficient (1, ⁇ 1, 1).
  • the adder / subtractor 12a outputs the combined data to the B-mode data generator 12b, and the B-mode data generator 12b generates B-mode data from the combined data and outputs the B-mode data to the image generator 14.
  • the adder / subtractor 12a when AMPM of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) is performed, the adder / subtractor 12a outputs the reflected wave data “R1, R2, output from the transmitter / receiver 11”. R3 "is received.
  • the reception coefficient switching unit 12c outputs the reception coefficient (1, 1, 1) to the addition / subtraction unit 12a under the control of the control unit 17 when AMPM is performed.
  • the adder / subtractor 12a combines the three reflected wave data by “1 ⁇ R1 + 1 ⁇ R2 + 1 ⁇ R3” with the reception coefficient (1, 1, 1) as shown in FIG. 3B.
  • the adder / subtractor 12a outputs the combined data to the B-mode data generator 12b, and the B-mode data generator 12b generates B-mode data from the combined data and outputs the B-mode data to the image generator 14.
  • AM and AMPM are imaging methods that extract a nonlinear response of a contrast agent while canceling a linear signal from a tissue and specifically depict the contrast agent. For this reason, even if the ultrasound image data generated by AM or AMPM has a low sound pressure, the signal derived from the tissue is suppressed and the contrast component-derived harmonic component is enhanced. That is, the S / N ratio can be improved by performing AM or AMPM.
  • the amplitude modulation is realized by controlling the transmission sound pressure or the number of transmission elements.
  • tissue-derived signals cannot be completely canceled and remain.
  • ultrasonic transmission with a small amplitude is realized by transmission using an even channel or an odd channel.
  • (0.5, 1, 0.5) AM is performed, the first “0.5” ultrasonic transmission is performed on the even channel, and the second “1” ultrasonic transmission is The third ultrasonic transmission of “0.5” is performed on the odd-numbered channels.
  • the transmission sound pressure of “even channel + odd channel” does not necessarily match the transmission sound pressure of “all channels” due to the crosstalk of the circuit at the time of thinning transmission, and the amplitude ratio is “1: 2: It may not be “1”. In such a case, the tissue signal remains.
  • the high-frequency ultrasonic probe 1 when observing a minute lesion, it is necessary to use the high-frequency ultrasonic probe 1 in order to obtain spatial resolution.
  • the frequency-dependent attenuation is large, the depth sensitivity is reduced. Even when the subject P having a thick abdominal wall is scanned, the sensitivity to the deep portion is reduced because the frequency-dependent attenuation is large. In order to improve the depth sensitivity, it is necessary to lower the frequency of the transmitted ultrasonic wave, but the spatial resolution is lowered.
  • Such a technique is a technique that achieves both spatial resolution and deep sensitivity by increasing the number of data transmitted and received on the same scanning line.
  • ultrasonic transmission / reception by AM or AMPM is performed a plurality of times near the same scanning line.
  • the deep sensitivity is improved while maintaining the S / N ratio and the spatial resolution.
  • the above method is referred to as a “conventional method”.
  • the ⁇ conventional method '' that increases the number of data by repeating the same set of ultrasonic transmission and reception can improve the depth sensitivity, but not only the contrast agent-derived signal but also the tissue-derived signal (disappearing component) May be enhanced, and the specificity of the contrast agent may be impaired. That is, in the “conventional method”, the bubble tissue ratio may decrease.
  • the transmission / reception unit 11 performs the following on the same scanning line of the imaging region of the subject P to which the contrast agent is administered. A plurality of sets of the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception are performed, and reflected wave data for a plurality of sets is output. The first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception are performed in the vicinity of the same scanning line. Further, the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception are performed alternately.
  • the first set of ultrasonic transmission / reception is a scan sequence in which reflected waves are received by performing ultrasonic transmission with modulated amplitude a plurality of times.
  • the first set of ultrasonic transmission / reception is a scan sequence in which reflected waves are received by performing ultrasonic transmission with the amplitude and phase modulated a plurality of times.
  • the second set of ultrasonic transmission / reception is reflected by performing ultrasonic transmission that is different in phase modulation from the first set of ultrasonic transmission / reception as many times as the number of ultrasonic transmissions performed in the first set of ultrasonic transmission / reception. This is a scan sequence for receiving waves.
  • the number of sets is an even number.
  • the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception are scan sequences in which reflected waves are received by performing ultrasonic transmission a plurality of times.
  • a total of two sets of ultrasonic transmission / reception has been performed. It becomes.
  • the first set of ultrasonic transmission / reception is performed once, the second set of ultrasonic transmission / reception is performed once, the first set of ultrasonic transmission / reception is performed once, and the first set of ultrasonic transmission / reception is performed once.
  • two sets of ultrasonic transmission / reception are performed once, a total of four sets of ultrasonic transmission / reception are performed.
  • FIG. 5A, FIG. 5B, FIG. 5C, and FIG. 5D are diagrams illustrating an example of ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • the transmission / reception unit 11 performs an amplitude phase modulation method for modulating both the amplitude and the phase in the first set of ultrasonic transmission / reception, and the amplitude for modulating only the amplitude in the second set of ultrasonic transmission / reception. Modulation method is performed.
  • the transmission / reception unit 11 alternately performs at least two sets of ultrasonic transmission / reception of the first set and ultrasonic transmission / reception of the second set.
  • the transmission / reception unit 11 sets the polarity of the transmission ultrasonic wave having a large amplitude modulation to the same polarity in each of the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception.
  • FIG. 4 shows an example of the first scan sequence.
  • the AMPM of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) is the first set of ultrasonic transmission / reception
  • the AM of (0.5, 1, 0.5) is the second set of ultrasonic waves. It is supposed to be sent and received.
  • “AMPM + AM” is repeated twice, so that a total of four sets of ultrasonic transmission / reception are performed. Thereby, the transmission / reception part 11 produces
  • the adder / subtractor 12a uses the reception coefficient (1, 1, 1) described above for the reflected wave data of AMPM ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5), and (0.5, 1, 0.
  • the 12 reflected wave data are synthesized by using the reception coefficient of (1, -1, 1) described above.
  • the first scan sequence is a sequence that suppresses the disappearance of the tissue signal.
  • the polarity of the large amplitude that is dominant in the behavior of the contrast agent is the same between the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception. It becomes the sequence which improves.
  • the transmission / reception unit 11 performs AMPM in the first set of ultrasonic transmission / reception, and performs AM in the second set of ultrasonic transmission / reception.
  • the transmission / reception unit 11 alternately performs at least two sets of ultrasonic transmission / reception of the first set and ultrasonic transmission / reception of the second set.
  • the polarity of the large amplitude is alternately inverted between the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception, so that the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception are reversed.
  • the polarity of the small amplitude is the same for the sound wave transmission / reception.
  • FIG. 5A shows an example of a second scan sequence in which the total number of sets is “2”.
  • AMPM ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5
  • AM ⁇ 0.5, ⁇ 1, ⁇ 0.5
  • FIGS. 5A to 5D values shown in parentheses are reception coefficients.
  • the addition / subtraction unit 12a uses the reception coefficient of (1, 1, 1) for the reflected wave data of AMPM of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) because it is AMPM. To synthesize the first set of reflected wave data.
  • the adder / subtractor 12a uses the reception coefficient (1, -1, 1) for the reflected wave data of AM (-0.5, -1, -0.5) because it is an AM.
  • the second set of reflected wave data is synthesized.
  • the addition / subtraction unit 12a subtracts the second set of reflected wave data from the first set of reflected wave data.
  • the second scan sequence is a sequence that cancels the disappearance of the tissue by making the polarity of the small amplitude rate the same and subtracting the second set of reflected wave data from the first set of reflected wave data.
  • the adder / subtractor 12a uses the reception coefficient ( ⁇ 1, 1, ⁇ 1) for the AM reflected wave data ( ⁇ 0.5, ⁇ 1, ⁇ 0.5) to set the first set.
  • the reflected wave data and the second set of reflected wave data may be added.
  • the transmission / reception unit 11 sets the polarity of each transmission ultrasonic wave performed a plurality of times in the second set of ultrasonic transmission / reception, and the polarity of each transmission ultrasonic wave performed a plurality of times in the first set of ultrasonic transmission / reception. Invert each from. Specifically, as the third scan sequence, both the first set and the second set are performed by AMPM, and the polarity of the AMPM of the second set is all reversed from the polarity of the AMPM of the first set. There is a case. As a third scan sequence, there is a second case where both the first set and the second set are performed by AM, and the polarity of the AM of the second set is all inverted from the polarity of the AM of the first set. .
  • FIG. 5B shows an example of a third scan sequence for executing the first case where the total number of sets is “2”.
  • the AMPM of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) is the first set of ultrasonic transmission / reception
  • the AMPM of (0.5, ⁇ 1, 0.5) is the superset of the second set. Sound wave transmission and reception.
  • the addition / subtraction unit 12a uses the reception coefficient of (1, 1, 1) for the reflected wave data of AMPM of ( ⁇ 0.5, 1, ⁇ 0.5) because it is AMPM. To synthesize the first set of reflected wave data.
  • the adder / subtractor 12a also uses the reception coefficient of (1, 1, 1) for the reflected wave data of AM of (0.5, -1, 0.5) because it is an AMPM. Synthesize reflected wave data.
  • the addition / subtraction unit 12a adds the first set of reflected wave data and the second set of reflected wave data.
  • the third scan sequence for executing the first case suppresses the disappearance of the tissue signal by alternately inverting the polarity of the small amplitude between the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception. Sequence.
  • the addition / subtraction unit 12a uses the reception coefficient of (-1, -1, -1) for the reflected wave data of AMPM of (0.5, -1, 0.5), so that the first set The second set of reflected wave data may be subtracted from the reflected wave data.
  • FIG. 5C shows an example of a third scan sequence for executing the second case where the total number of sets is “2”.
  • the AM of (0.5, 1, 0.5) is the first set of ultrasonic transmission / reception
  • the AM of ( ⁇ 0.5, ⁇ 1, ⁇ 0.5) is the super set of the second set. Sound wave transmission and reception.
  • the addition / subtraction unit 12a uses the reception coefficient (1, -1, 1) for the reflected wave data of AM (0.5, 1, 0.5) because it is an AM.
  • the first set of reflected wave data is synthesized.
  • the adder / subtractor 12a also uses the reception coefficient (1, -1, 1) for the reflected wave data of AM (-0.5, -1, -0.5) because it is an AM.
  • Two sets of reflected wave data are synthesized.
  • the addition / subtraction unit 12a adds the first set of reflected wave data and the second set of reflected wave data.
  • the third scan sequence for executing the second case also suppresses the disappearance of the tissue signal by alternately inverting the polarity of the small amplitude between the first set of ultrasound transmission / reception and the second set of ultrasound transmission / reception. Sequence.
  • the bubble response may be weakened due to phase modulation between sets.
  • the phase modulation since the phase modulation is large, there is a high possibility that the bubble response is weakened. For this reason, there is a possibility that the residual of the tissue signal may increase.
  • the reflected wave data of the second set is converted from the reflected wave data of the first set. You may subtract.
  • a suitable sequence can be appropriately selected depending on the transmission frequency and the type of contrast medium.
  • the sequence may be selected manually by the operator, or may be automatically set by the control unit 17, for example.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of residual echo generated by the combined use of AMPM and AM.
  • FIG. 6 is a diagram showing a residual echo generated when the first scan sequence shown in FIG. 4 is performed.
  • the second scan sequence is affected by residual echo. In particular, when the first and second scan sequences are performed in total of 4 sets or more, the influence of the residual echo becomes large.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of ultrasonic transmission / reception for residual echo countermeasures according to the first embodiment.
  • FIG. 7 shows a case where the first scan sequence shown in FIG. 4 is a scan sequence for residual echo countermeasures.
  • the third set (second) AMPM is a sequence obtained by inverting the first set (first) AMPM
  • the fourth set (second) AMPM is the second set (1 The sequence of the AM) is inverted.
  • the influence of residual echo can be reduced. Even when the second scan sequence is a scan sequence for residual echo countermeasures, the influence of the residual echo can be reduced by performing inversion similar to the above. However, in the scan sequence for countermeasures against residual echo, the total number of sets needs to be a multiple of four.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of an ultrasonic contrast result by ultrasonic transmission / reception according to the first embodiment.
  • the left figure of FIG. 8 shows the contrast image data 100 generated by one AMPM, and the middle figure of FIG. 8 shows the contrast image generated by repeating AMPM four times (four sets) by the “conventional method”.
  • Data 200 is shown.
  • 8 shows the contrast image data 300 generated by “AMPM + AM” illustrated in FIG.
  • the contrast image data 100 and the contrast image data 200 are compared, the contrast image data 200 has a higher signal strength derived from the contrast agent to a deeper portion, but the signal strength derived from the tissue is also generally higher. ing.
  • the contrast image data 300 the signal intensity derived from the contrast agent is as deep as the contrast image data 200, and the signal intensity derived from the tissue is suppressed to the same level as the contrast image data 100. .
  • the first embodiment by using the various scan sequences described above, it is possible to perform ultrasound contrast with a high bubble tissue ratio and high depth sensitivity while suppressing an increase in tissue-derived signals as much as possible. it can.
  • the first embodiment is applicable even when the function of the reception coefficient switching unit 12c is incorporated as the function of the addition / subtraction unit 12a.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the second embodiment.
  • the input device 3 performs the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception from the first mode in which one type of ultrasonic transmission / reception is performed to perform ultrasonic contrast.
  • a switching request for switching to the second mode in which a plurality of sets are alternately performed is received.
  • the input device 3 accepts the number of sets performed in the second mode.
  • the operator performs ultrasonic contrast using “one set of AMPM” which is initially set as the first mode.
  • AMPM the contrast sensitivity of the observation depth is poor with reference to the first mode contrast image shown in the left diagram of FIG. 9
  • the operator operates, for example, a switch on the touch command screen of the input device 3.
  • a switching request for switching to the second mode is input.
  • the second mode for example, the first scan sequence is initially set.
  • the operator sets the number of sets performed in the second mode, for example, according to the observation depth.
  • the operator may select a suitable number of sets from the balance between the observation depth and the real-time property.
  • the operator can also select the scan sequence in the second mode from the various scan sequences described in the first embodiment.
  • the control unit 17 sets the ultrasonic transmission / reception conditions in the second mode when the input device 3 receives the switching request and the number of sets. For example, when “AMPM + AM” illustrated in FIG. 4 is set, the control unit 17 sets transmission / reception conditions performed by the transmission / reception unit 11 based on a scan sequence of “AMPM + AM” based on the set number of sets. Thereby, the operator can refer to the contrast image in the second mode shown in the right diagram of FIG. In the contrast image in the second mode shown in the right diagram of FIG. 9, the contrast sensitivity at the observation depth is improved in a state where the bubble tissue ratio is maintained as compared with the contrast image in the first mode.
  • switching from the second mode to the first mode may be performed again by an operator who has determined that priority is given to real-time performance.
  • FIG. 10 is a flowchart illustrating a processing example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment.
  • the control unit 17 of the ultrasonic diagnostic apparatus determines whether an imaging mode imaging request has been received (step S ⁇ b> 101).
  • the control unit 17 stands by until the request is received.
  • Step S101 when the imaging mode imaging request is received (Yes at Step S101), the control unit 17 initializes scanning conditions based on the ultrasonic transmission / reception in the first mode (Step S102), and starts scanning in the first mode. (Step S103).
  • step S104 determines whether the change request
  • step S104 the control unit 17 determines whether a change request from the first mode to the second mode has been received. If a scan condition change request is received (Yes at Step S104), the control unit 17 determines whether or not the number of sets performed in the second mode has been selected (Step S105).
  • control unit 17 waits until the number of sets is selected.
  • the control unit 17 resets the scan conditions and starts scanning under the new scan conditions (Step 106). In step S106 described above, the control unit 17 starts scanning in the second mode.
  • step S106 determines whether an end request has been accepted (step S107).
  • step S107 determines whether an end request has been accepted.
  • step S106 since step S107 was negative, when returning to step S104, the control part 17 determines whether the change request
  • step S104 is affirmed by accepting the change request from the second mode to the first mode, the number of sets that the control unit 17 accepts in step S105 is “1” or plural (“conventional method”). The number of sets when performing set transmission / reception.
  • the scan that the control unit 17 starts by resetting the scan condition in step S106 is a scan in the first mode.
  • the control part 17 may perform 2nd mode.
  • the second embodiment it is possible to provide a user interface that switches between the first mode and the second mode in response to an operator's request.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining the third embodiment.
  • the input device 3 accepts a switching request for switching from the first mode to the second mode.
  • the control unit 17 transmits the transmission set in the second mode based on the signal-to-noise ratio of the contrast image data generated by changing the number of sets in the second mode. Set the number.
  • the control unit 17 performs ultrasonic transmission / reception by sequentially changing the number of transmission sets of the first scan sequence to “2, 4, 6,...
  • the image generation unit 14 generates the contrast image data and the contrast image data when only ultrasonic reception is performed without performing ultrasonic transmission.
  • the control unit 17 calculates an S / N ratio for each number of transmission sets from a pair of contrast image data generated for each number of transmission sets. Then, as illustrated in FIG. 11, the control unit 17 estimates the optimum number of sets with the highest S / N ratio. And the control part 17 sets the scanning condition of 2nd mode with the optimal number of sets. For example, the control unit 17 may calculate the S / N ratio limited to the region of interest set by the operator using the B-mode image data.
  • FIG. 12 is a flowchart illustrating a processing example of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the third embodiment.
  • control unit 17 of the ultrasonic diagnostic apparatus determines whether an imaging mode imaging request has been received (step S201).
  • the control unit 17 waits until the request is received.
  • Step S201 when the imaging mode imaging request is received (Yes at Step S201), the control unit 17 initializes scanning conditions based on the ultrasonic transmission / reception in the first mode (Step S202) and starts scanning in the first mode. (Step S203).
  • step S204 the control unit 17 determines whether the change request
  • step S204 the control unit 17 determines whether a change request from the first mode to the second mode has been received. If a scan condition change request is received (Yes at Step S204), the control unit 17 calculates the S / N ratio of contrast image data while changing the number of transmission sets in the second mode (Step S205). The number of transmission sets is set by estimating the optimum number of transmission sets (step S206).
  • control unit 17 resets the scan conditions and starts scanning with the new scan conditions (step 207).
  • control unit 17 starts scanning in the second mode.
  • step S208 determines whether an end request is accepted (step S208).
  • the control unit 17 returns to Step S204 and determines whether a scan condition change request is received.
  • step S208 was negative after step S207, when it returns to step S204, the control part 17 determines whether the change request
  • the S / N ratio calculated by the control unit 17 in step S205 is, for example, when the number of transmission sets of one type of AMPM is changed. This is the S / N ratio of contrast image data.
  • the scan started by resetting the scan conditions in step S207 is performed.
  • the scan in the first mode is “conventional method”.
  • the control unit 17 calculates the S / N ratio in the second mode as well as the first mode in step S205, and based on the calculation result, In step S206, the scan conditions may be reset according to the number of sets when performing set transmission / reception in the second mode. In such a case, the scan that is started after the scan conditions are reset in step S207 is a scan in the second mode.
  • the burden on the operator when switching to the second mode can be reduced.
  • the total number of sets of the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception is manually set.
  • the total number of sets of the first set of ultrasonic transmission / reception and the second set of ultrasonic transmission / reception is automatically set to the optimum set number estimated from the S / N ratio. In either case, the contrast sensitivity in the deep portion is improved while the bubble tissue ratio is maintained.
  • the transmission / reception unit 11 adjusts the ultrasonic transmission output in accordance with the total number of sets. Specifically, the transmission / reception unit 11 reduces the transmission sound pressure of the ultrasonic wave according to the total number of sets. For example, as shown in FIG. 13, the transmission / reception unit 11 reduces the transmission sound pressure according to the optimum number of sets estimated from the calculation of the S / N ratio. Or the transmission / reception part 11 reduces transmission sound pressure according to the number of sets set by the operator.
  • the possibility of the contrast agent collapsing can be reduced by lowering the sound pressure.
  • the reflected wave intensity varies depending on the depth at which the reflection source is located. Specifically, as the position of the reflection source is deeper, the reflected wave intensity is attenuated. For this reason, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, sensitivity correction is performed in which the gain is gradually increased in proportion to the depth direction, in other words, in proportion to the reception time.
  • Such gain correction is called STC (Sensitivity Time Control). STC is performed, for example, by an amplifier circuit included in the transmission / reception unit 11 based on settings input by the operator.
  • the bubble-derived signal “S (AMPM)” has a convex shape with a peak near the transmission focus in the depth direction as illustrated in FIG. Further, in the AMPM, the system noise “N” is substantially constant along the depth direction as illustrated in FIG. On the other hand, in “AMPM + AM” of the first scan sequence in the second mode, as illustrated in FIG. 14, the bubble-derived signal “S (AMPM + AM)” is “S” while “N” is maintained. (AMPM) ”.
  • the amplifier circuit included in the transmission / reception unit 11 adjusts the gain in the depth direction according to the total number of sets. Specifically, the amplifier circuit adjusts the shape of the gain curve “C (AMPM)” in AMPM under the control of the control unit 17. As a result, the amplifier circuit sets a gain curve “C (AMPM + AM)” at “AMPM + AM”. More specifically, since the noise is not emphasized even if the gain at the deep portion is increased, the amplifier circuit increases the gain at the deep portion of “C (AMPM)” and sets “C (AMPM + AM)”.
  • the control unit 17 sets the shape of the deep part of C (AMPM + AM) from the calculated S / N ratio in the depth direction within a range where noise in the deep part is not emphasized, and notifies the amplifier circuit.
  • the amplifier circuit may set “C (AMPM + AM)” in which the gain is lowered in a shallow portion of “C (AMPM)” so that the luminance is not saturated.
  • the transmission / reception unit 11 performs parallel simultaneous reception processing using a plane wave or a diffusion wave as the transmission ultrasonic wave.
  • FIG. 15 shows a case where 8-beam parallel reception is performed using a plane wave.
  • the center axis in the depth direction of the plane wave to be transmitted is indicated by a solid arrow
  • the reflected wave beam simultaneously received at the first time is indicated by a dashed arrow.
  • the transmission / reception unit 11 receives the reflected wave signals on the eight scanning lines by one ultrasonic transmission / reception.
  • the transmission / reception part 11 can produce
  • the ultrasonic imaging methods described in the first to fourth embodiments can be realized by executing a prepared ultrasonic imaging program on a computer such as a personal computer or a workstation.
  • This ultrasound imaging program can be distributed via a network such as the Internet.
  • the ultrasound imaging program is recorded on a computer-readable non-transitory recording medium such as a hard disk, a flexible disk (FD), a CD-ROM, an MO, and a DVD. It can also be executed by being read.
  • ultrasonic contrast can be performed with a high bubble tissue ratio and a high depth sensitivity.

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Abstract

　実施形態の超音波診断装置は、送受信部（１１）と、加減算部（１２ａ）と、画像生成部（１４）とを備える。送受信部（１１）は、造影剤が投与された被検体の撮影部位の同一走査線上において、振幅を変調させた超音波送信、又は、振幅及び位相を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信する第１セットの超音波送受信と、前記第１セットの超音波送受信とは位相変調が異なる第２セットの超音波送受信とを、複数セット行なって複数セット分の反射波データを出力する。加減算部（１２ａ）は、複数セット分の反射波データを加算又は減算する。画像生成部（１４）は、加減算部から出力されたデータに基づいて、造影画像データを生成する。

Description

超音波診断装置及び超音波イメージング方法
　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方法に関する。
　近年、静脈投与型の超音波造影剤が製品化され、超音波診断装置により、ＣＨＩ（Contrast　Harmonic　Imaging）と呼ばれる造影エコー法が行われている。造影エコー法は、例えば、心臓や肝臓等の検査において、静脈から超音波造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の評価を行うことを目的としている。超音波造影剤の多くは、微小気泡（マイクロバブル）を反射源とするものである。しかし、気泡というデリケートな基材の性質上、通常の診断レベルの超音波照射であっても、超音波の機械的作用によって気泡が崩壊し、結果的にスキャン面からの信号強度が低下してしまう。
　従って、還流の動的な様子をリアルタイムで観察するためには、低音圧の超音波送信によって画像化する等、スキャンによる気泡の崩壊を比較的低減させることが必要となる。この様な低音圧の超音波送信による画像化では、信号／雑音比（Ｓ／Ｎ比）も低下してしまう。これを補うため、位相変調法(ＰＭ：Phase　Modulation)や振幅変調法(ＡＭ：Amplitude　Modulation)、位相振幅変調法(ＡＭＰＭ)のように、様々な信号処理法が考案されている。これらの映像化手法により、リアルタイムで高いＳ／Ｎ比の造影画像を表示することが可能となっている。超音波造影は、リアルタイム性や高空間分解能から、Ｘ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置では視覚化できない微小構造（例えば、微小血管構造）の精査に利用される。また、超音波造影は、腫瘍血管の不規則な走行や栄養血管の観察が可能であることから、鑑別に有用な場合もある。また、超音波造影は、腹部の他に、表在領域でも用いられている。
　微小病変を観察する場合、空間分解能を得るために高周波(６ＭＨｚ以上)の超音波プローブが用いられるが、深部感度は低減する。また、腹壁の厚い患者を走査する場合でも、深部感度は低減する。これは、高周波で送信した超音波では、周波数依存減衰が大きく観察可能な領域(ペネトレーション：penetration)が浅い領域に留まってしまうことに起因する。観察深度を得るためには、一般的には、周波数を下げることとなるが、かかる場合、空間分解能が低下する。臨床的には、深部まで空間分解能を維持した状態で病変の観察を行う必要があるが、それを満たせない場合もある。
米国特許第６６８２４８２号明細書
　本発明が解決しようとする課題は、超音波造影を高いバブル組織比と高い深部感度とで行なうことができる超音波診断装置を提供することである。
　実施形態の超音波診断装置は、送受信部と、加減算部と、画像生成部とを備える。送受信部は、造影剤が投与された被検体の撮影部位の同一走査線上において、振幅を変調させた超音波送信、又は、振幅及び位相を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信する第１セットの超音波送受信と、前記第１セットの超音波送受信とは位相変調が異なる第２セットの超音波送受信とを、複数セット行なって複数セット分の反射波データを出力する。加減算部は、複数セット分の反射波データを加算又は減算する。画像生成部は、加減算部から出力されたデータに基づいて、造影画像データを生成する。
図１は、第１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。 図２は、第１の実施形態に係るＢモード処理部の構成例を示すブロック図である。 図３Ａは、ＡＭが行なわれる場合に加減算部及び受信係数切替部が行なう処理の一例を示す図である。 図３Ｂは、ＡＭＰＭが行なわれる場合に加減算部及び受信係数切替部が行なう処理の一例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図（１）である。 図５Ａは、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図（２）である。 図５Ｂは、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図（３）である。 図５Ｃは、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図（４）である。 図５Ｄは、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図（５）である。 図６は、ＡＭＰＭ及びＡＭの併用により生じる残留エコーの一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係る残留エコー対策用の超音波送受信の一例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係る超音波送受信による超音波造影結果の一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態を説明するための図である。 図１０は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を示すフローチャートである。 図１１は、第３の実施形態を説明するための図である。 図１２は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を示すフローチャートである。 図１３は、第４の実施形態を説明するための図（１）である。 図１４は、第４の実施形態を説明するための図（２）である。 図１５は、第４の実施形態を説明するための図（３）である。
　以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。
（第１の実施形態）
　まず、第１の実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、第１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。図１に例示するように、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、装置本体１０とを有する。
　超音波プローブ１は、複数の圧電振動子を有し、これら複数の圧電振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。また、超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子は、被検体Ｐからの反射波を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。
　超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合の反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。
　なお、第１の実施形態は、超音波プローブ１が、被検体Ｐを２次元で走査する１Ｄアレイプローブであっても、被検体Ｐを３次元で走査するメカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブであっても適用可能である。
　入力装置３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する。入力装置３は、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、装置本体１０に対して受け付けた各種設定要求を転送する。
　モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３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１０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。
　装置本体１０は、超音波プローブ１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に示す装置本体１０は、２次元の反射波信号に基づいて２次元の超音波画像データを生成可能であり、３次元の反射波信号に基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。ただし、第１の実施形態は、装置本体１０が、２次元データ専用の装置である場合であっても適用可能である。
　装置本体１０は、図１に例示するように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、内部記憶部１６と、制御部１７とを有する。
　送受信部１１は、後述する制御部１７の指示に基づいて、超音波プローブ１が行なう超音波送受信を制御する。送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、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する。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。すなわち、送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。
　なお、送受信部１１は、後述する制御部１７の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。
　また、送受信部１１は、アンプ回路、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延回路、加算器、直交検波回路等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。アンプ回路は、反射波信号をチャンネル毎に増幅してゲイン補正処理を行う。Ａ／Ｄ変換器は、ゲイン補正された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延回路は、デジタルデータに受信指向性を決定するのに必要な受信遅延時間を与える。加算器は、受信遅延回路により受信遅延時間が与えられた反射波信号の加算処理を行う。加算器の加算処理により、反射波信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。そして、直交検波回路は、加算器の出力信号をベースバンド帯域の同相信号（Ｉ信号、Ｉ：In-pahse）と直交信号（Ｑ信号、Ｑ：Quadrature-phase）とに変換する。そして、直交検波回路は、Ｉ信号及びＱ信号（以下、ＩＱ信号と記載する）を反射波データとして図示しないフレームバッファに格納する。なお、直交検波回路は、加算器の出力信号を、ＲＦ（Radio　Frequency）信号に変換した上で、図示しないフレームバッファに格納してもよい。
　送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。
　Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、送受信部１１が反射波信号から生成した反射波データに対して、各種の信号処理を行なう信号処理部である。Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、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。また、ドプラ処理部１３は、送受信部１１から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。ここで、移動体とは、例えば、血流や心壁等の組織、造影剤である。Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３は、上述したフレームバッファを介して反射波データを取得する。
　なお、図１に例示するＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。
　画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元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。
　ここで、画像生成部１４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、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４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）等を行なう。また、画像生成部１４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。
　Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw　Data）とも呼ばれる。画像生成部１４は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データから、表示用の２次元超音波画像データを生成する。
　更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（ボリュームデータ）」として生成する。
　更に、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種の２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi　Planer　Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、例えば、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume　Rendering）処理がある。
　画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３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１５が記憶するＢモードデータやドプラデータは、例えば、診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。また、画像メモリ１５は、送受信部１１が出力した反射波データを記憶することも可能である。
　内部記憶部１６は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行な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、内部記憶部１６は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１６が記憶するデータは、図示しないインターフェースを経由して、外部装置へ転送することができる。また、内部記憶部１６は、外部装置から図示しないインターフェースを経由して転送されたデータを記憶することも可能である。
　制御部１７は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１７は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１６から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３及び画像生成部１４の処理を制御する。また、制御部１７は、画像メモリ１５や内部記憶部１６が記憶する表示用の超音波画像データをモニタ２にて表示するように制御する。
　なお、装置本体１０に内蔵される送受信部１１等は、集積回路などのハードウェアで構成されることもあるが、ソフトウェア的にモジュール化されたプログラムである場合もある。
　ここで、第１の実施形態に係る超音波診断装置は、超音波造影としてコントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast　Harmonic　Imaging）を実行可能な装置である。上述したＢモード処理部１２は、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。Ｂモード処理部１２は、上記の機能により、超音波造影剤が投与された被検体Ｐの撮像部位における反射波データを、撮像部位を流動する超音波造影剤（微小気泡、バブル）を反射源とする反射波データと、撮像部位に存在する組織を反射源とする反射波データとに分離する。これにより、画像生成部１４は、流動するバブルを高感度に映像化した造影画像データを生成することができる。
　微小気泡からの反射波信号には、多くの非線形信号である高調波成分が含まれる。造影画像データは、主に、セカンドハーモニック（２次高調波）成分を元に生成される。例えば、Ｂモード処理部１２は、反射波データから高調波成分と基本波成分とをフィルタ処理により分離する。しかし、フィルタ処理では、基本波成分の除去が充分に行なわれず、基本波成分が抑制され高調波成分が強調された造影画像データが生成されない場合がある。また、ＣＨＩでは、微小気泡が崩壊しないように、低音圧での超音波送信を行なう必要がある。しかし、低音圧の超音波送信による画像化では、造影画像データの信号／雑音比（Ｓ／Ｎ比）が低下する。
　一方、低音圧の超音波送信でも造影画像データのＳ／Ｎ比を向上できる超音波送受信法として、位相変調法(ＰＭ：Phase　Modulation)や、振幅変調法(ＡＭ：Amplitude　Modulation)、位相振幅変調法(ＡＭＰＭ)が知られている。第１の実施形態に係る超音波診断装置は、ＡＭ、ＰＭ及びＡＭＰＭを実行可能な装置である。
　ＡＭでは、送受信部１１は、制御部１７が設定したスキャンシーケンスにより、例えば（０．５，１，０．５）のように、同じ位相極性で振幅の比率を「１：２：１」に変調させた超音波を各走査線で３回送信させる。そして、送受信部１１は、３つの反射波データをＢモード処理部１２に出力する。ここで、（０．５，１，０．５）の反射波データをＲ１、Ｒ２及びＲ３とする。Ｂモード処理部１２は、「Ｒ１－Ｒ２＋Ｒ３」の加減算処理を行なったデータに対して包絡線検波処理を行なってＢモードデータを生成し、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２から出力された１フレーム分のＢモードデータ、又は、１ボリューム分のＢモードデータから超音波画像データを生成する。
　また、ＡＭＰＭでは、送受信部１１は、制御部１７が設定したスキャンシーケンスにより、例えば、（－０．５，１，－０．５）のように、振幅の比率を「１：２：１」に変調させ、更に、１回目及び３回目の送信超音波の極性と２回目の送信超音波の極性とを反転させた超音波を各走査線で３回送信させる。ここで、（－０．５，１，－０．５）の反射波データをＲ１、Ｒ２及びＲ３とする。Ｂモード処理部１２は、「Ｒ１＋Ｒ２＋Ｒ３」の加算処理を行なったデータに対して包絡線検波処理を行なってＢモードデータを生成し、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２から出力された１フレーム分のＢモードデータ、又は、１ボリューム分のＢモードデータから超音波画像データを生成する。
　上記のＡＭやＡＭＰＭを実行するため、第１の実施形態に係るＢモード処理部１２は、図２に例示するように構成される。図２は、第１の実施形態に係るＢモード処理部の構成例を示すブロック図である。また、図３Ａは、が行なわれる場合に加減算部及び受信係数切替部が行なう処理の一例を示す図であり、図３Ｂは、ＡＭＰＭが行なわれる場合に加減算部及び受信係数切替部が行なう処理の一例を示す図である。
　図２に例示するように、第１の実施形態に係るＢモード処理部１２は、加減算部１２ａと、Ｂモードデータ生成部１２ｂと、受信係数切替部１２ｃとを有する。加減算部１２ａ及び受信係数切替部１２ｃは、ＡＭやＡＭＰＭによる超音波送受信が行なわれる場合に機能する処理部である。
　例えば、図３Ａに示すように、（０．５，１，０．５）のＡＭが行なわれる場合、加減算部１２ａは、送受信部１１が出力した反射波データ「Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３」を受信する。反射波データは、位相情報を有するＩＱ信号やＲＦ信号である。受信係数切替部１２ｃは、ＡＭが行なわれている場合、制御部１７の制御により、受信係数（１，－１，１）を加減算部１２ａに出力する。加減算部１２ａは、受信係数（１，－１，１）により、図３Ａに示すように、３つの反射波データを「１×Ｒ１＋（－１）×Ｒ２＋１×Ｒ３」により合成する。そして、加減算部１２ａは、合成データをＢモードデータ生成部１２ｂに出力し、Ｂモードデータ生成部１２ｂは、合成データからＢモードデータを生成して、画像生成部１４に出力する。
　また、例えば、図３Ｂに示すように、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭが行なわれる場合、加減算部１２ａは、送受信部１１が出力した反射波データ「Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３」を受信する。受信係数切替部１２ｃは、ＡＭＰＭが行なわれている場合、制御部１７の制御により、受信係数（１，１，１）を加減算部１２ａに出力する。加減算部１２ａは、受信係数（１，１，１）により、図３Ｂに示すように、３つの反射波データを「１×Ｒ１＋１×Ｒ２＋１×Ｒ３」により合成する。そして、加減算部１２ａは、合成データをＢモードデータ生成部１２ｂに出力し、Ｂモードデータ生成部１２ｂは、合成データからＢモードデータを生成して、画像生成部１４に出力する。
　ＡＭやＡＭＰＭは、造影剤の非線形応答を抽出する一方、組織からの線形信号をキャンセルし、造影剤を特異的に描出する映像法である。このため、ＡＭやＡＭＰＭで生成される超音波画像データは、低音圧であっても、組織由来の信号が抑制され、造影剤由来の高調波成分が強調された造影画像データとなる。すなわち、ＡＭやＡＭＰＭを行うことで、Ｓ／Ｎ比を改善することができる。
　ここで、振幅変調は、送信音圧、又は、送信素子数の制御で実現される。しかし、送受信部１１を構成する回路の非線形性により、組織由来の信号も完全にはキャンセルできずに残存してしまう。例えば、送信素子数による振幅変調では、小振幅の超音波送信は、偶数チャネル又は奇数チャネルによる送信で実現される。（０．５，１，０．５）のＡＭが行なわれる場合、１回目の「０．５」の超音波送信は、偶数チャネルで行なわれ、２回目の「１」の超音波送信は、全チャネルで行なわれ、３回目の「０．５」の超音波送信は、奇数チャネルで行なわれる。また、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭが行なわれる場合、１回目の「－０．５」の超音波送信は、偶数チャネルで行なわれ、２回目の「１」の超音波送信は、全チャネルで行なわれ、３回目の「－０．５」の超音波送信は、奇数チャネルで行なわれる。
　しかし、この間引き送信時における回路のクロストーク等により、「偶数チャネル＋奇数チャネル」の送信音圧は、「全チャネル」の送信音圧と必ずしも一致せず、振幅の比率が「１：２：１」とならない場合がある。かかる場合、組織信号が残存する。
　また、微小病変を観察する場合、空間分解能を得るために高周波の超音波プローブ１を用いる必要があるが、周波数依存減衰が大きいため、深部感度は低減する。また、腹壁の厚い被検体Ｐを走査する場合でも、周波数依存減衰が大きいため、深部感度は低減する。深部感度を向上させるためには、送信超音波の周波数を下げる必要があるが、空間分解能が低下する。
　そこで、Ｓ／Ｎ比を改善したうえで、空間分解能と深部感度とを両立するための手法が考案されている。かかる手法は、同一走査線に送受信するデータ数を増やすことで、空間分解能と深部感度とを両立させる手法である。かかる手法では、ＡＭやＡＭＰＭによる超音波送受信が同一走査線付近で複数回行なわれる。かかる手法により、深部領域での減衰度合いの高い、比較的高い周波数の超音波送受信を行なった場合であっても、Ｓ／Ｎ比と空間分解能とを維持したうえで、深部感度を向上させることができる。なお、上記の手法を、以下では、「従来手法」と記載する。
　しかし、同じセットの超音波送受信を繰り返してデータ数を増加させる「従来手法」は、深部感度を改善することはできるが、造影剤由来の信号のみならず、組織由来の信号(消え残り成分)も増強され、造影剤の特異性が損なわれてしまう場合がある。すなわち、「従来手法」では、バブル組織比が低下する場合がある。
　そこで、超音波造影を高いバブル組織比と高い深部感度とで行なうために、第１の実施形態に係る送受信部１１は、造影剤が投与された被検体Ｐの撮影部位の同一走査線上において、第１セットの超音波送受信と、第２セットの超音波送受信とを、複数セット行なって複数セット分の反射波データを出力する。なお、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とは、同一走査線付近において行なわれる。また、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とは、交互に行なわれる。
　ここで、第１セットの超音波送受信は、振幅を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信するスキャンシーケンスである。又は、第１セットの超音波送受信は、振幅及び位相を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信するスキャンシーケンスである。また、第２セットの超音波送受信は、第１セットの超音波送受信とは位相変調のみが異なる超音波送信を、第１セットの超音波送受信で行なわれる超音波送信回数と同じ回数行なって反射波を受信するスキャンシーケンスである。なお、セット数は、偶数となる。第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とは、超音波送信を複数回行なって反射波を受信するスキャンシーケンスである。また、例えば、同一走査線付近において、第１セットの超音波送受信が１回行なわれ、第２セットの超音波送受信が１回行なわれた場合、合計２セットの超音波送受信が行なわれたこととなる。また、例えば、同一走査線付近において、第１セットの超音波送受信が１回行なわれ、第２セットの超音波送受信が１回行なわれ、第１セットの超音波送受信が１回行なわれ、第２セットの超音波送受信が１回行なわれた場合、合計４セットの超音波送受信が行なわれたこととなる。
　そして、第１の実施形態に係る加減算部１２ａは、複数セット分の反射波データを加算又は減算する。そして、第１の実施形態に係る画像生成部１４は、加減算部１２ａから出力されたデータに基づいて、造影画像データを生成する。図４、図５Ａ、図５Ｂ、図５Ｃ及び図５Ｄは、第１の実施形態に係る超音波送受信の一例を示す図である。
　第１のスキャンシーケンスでは、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信では振幅及び位相の両方を変調させる振幅位相変調法を行ない、第２セットの超音波送受信では、振幅のみを変調させる振幅変調法を行なう。そして、第１のスキャンシーケンスでは、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とを、少なくとも２セット以上交互に行なう。更に、第１のスキャンシーケンスでは、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信及び第２セットの超音波送受信それぞれにおいて、振幅変調の大きい送信超音波の極性を同じ極性とする。
　図４は、第１のスキャンシーケンスの一例を示している。図４では、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭが第１セットの超音波送受信とされ、（０．５，１，０．５）のＡＭが第２セットの超音波送受信とされている。更に、図４に例示する第１のスキャンシーケンスでは、「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」が２回繰り返されることで、合計４セットの超音波送受信が行なわれる。これにより、送受信部１１は、１２個の反射波データを生成する。
　加減算部１２ａは、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭの反射波データについては上述した（１，１，１）の受信係数を用い、（０．５，１，０．５）のＡＭの反射波データについては上述した（１，－１，１）の受信係数を用いることで、１２個の反射波データを合成する。
　上述したように、間引き送信時における回路のクロストーク等により、組織信号が残存する。第１のスキャンシーケンスは、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで小振幅の極性を交互に反転させる。これにより、第１のスキャンシーケンスは、組織信号の消え残りを抑制するシーケンスとなる。また、第１のスキャンシーケンスは、造影剤の挙動に支配的な大きい振幅の極性を、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで同じにすることで、造影剤の感度を向上させるシーケンスとなる。
　第２のスキャンシーケンスでは、第１のスキャンシーケンスと同様に、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信ではＡＭＰＭを行ない、第２セットの超音波送受信では、ＡＭを行なう。そして、第２のスキャンシーケンスでは、第１のスキャンシーケンスと同様に、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とを、少なくとも２セット以上交互に行なう。
　ただし、第２のスキャンシーケンスでは、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで、大きい振幅の極性を交互に反転させ、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで、小振幅の極性を同じにする。
　図５Ａは、合計セット数が「２」の第２のスキャンシーケンスの一例を示している。図５Ａでは、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭが第１セットの超音波送受信とされ、（－０．５，－１，－０．５）のＡＭが第２セットの超音波送受信とされている。なお、図５Ａ～図５Ｄにおいて、括弧内に示す値は、受信係数である。
　図５Ａに示す場合、加減算部１２ａは、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭの反射波データについては、ＡＭＰＭであることから（１，１，１）の受信係数を用いて第１セットの反射波データを合成する。また、加減算部１２ａは、（－０．５，－１，－０．５）のＡＭの反射波データについては、ＡＭであることから（１，－１，１）の受信係数を用いることで、第２セットの反射波データを合成する。そして、図５Ａに示す場合、加減算部１２ａは、第１セットの反射波データから、第２セットの反射波データを減算する。第２のスキャンシーケンスは、小振幅のレートの極性を同じにし、第１セットの反射波データから第２セットの反射波データを減算することで、組織の消え残りをキャンセルさせるシーケンスである。
　なお、加減算部１２ａは、（－０．５，－１，－０．５）のＡＭの反射波データについては、（－１，１，－１）の受信係数を用いることで、第１セットの反射波データと第２セットの反射波データとを加算しても良い。
　第３のスキャンシーケンスでは、送受信部１１は、第２セットの超音波送受信で複数回行なわれる各送信超音波の極性を、第１セットの超音波送受信で複数回行なわれる各送信超音波の極性から各々反転させる。具体的には、第３のスキャンシーケンスとしては、第１セット及び第２セット双方をＡＭＰＭで行ない、第２セットのＡＭＰＭの極性が全て、第１セットのＡＭＰＭの極性から反転される第１の場合がある。また、第３のスキャンシーケンスとしては、第１セット及び第２セット双方をＡＭで行ない、第２セットのＡＭの極性が全て、第１セットのＡＭの極性から反転される第２の場合がある。
　図５Ｂは、合計セット数が「２」である第１の場合を実行する第３のスキャンシーケンスの一例を示している。図５Ｂでは、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭが第１セットの超音波送受信とされ、（０．５，－１，０．５）のＡＭＰＭが第２セットの超音波送受信とされている。
　図５Ｂに示す場合、加減算部１２ａは、（－０．５，１，－０．５）のＡＭＰＭの反射波データについては、ＡＭＰＭであることから（１，１，１）の受信係数を用いて第１セットの反射波データを合成する。また、加減算部１２ａは、（０．５，－１，０．５）のＡＭの反射波データについても、ＡＭＰＭであることから（１，１，１）の受信係数を用いて第２セットの反射波データを合成する。そして、図５Ｂに示す場合、加減算部１２ａは、第１セットの反射波データと第２セットの反射波データとを加算する。第１の場合を実行する第３のスキャンシーケンスは、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで小振幅の極性を交互に反転させることで、組織信号の消え残りを抑制するシーケンスとなる。
　なお、加減算部１２ａは、（０．５，－１，０．５）のＡＭＰＭの反射波データについては、（－１，－１，－１）の受信係数を用いることで、第１セットの反射波データから第２セットの反射波データを減算しても良い。
　図５Ｃは、合計セット数が「２」である第２の場合を実行する第３のスキャンシーケンスの一例を示している。図５Ｃでは、（０．５，１，０．５）のＡＭが第１セットの超音波送受信とされ、（－０．５，－１，－０．５）のＡＭが第２セットの超音波送受信とされている。
　図５Ｃに示す場合、加減算部１２ａは、（０．５，１，０．５）のＡＭの反射波データについては、ＡＭであることから（１，－１，１）の受信係数を用いて第１セットの反射波データを合成する。また、加減算部１２ａは、（－０．５，－１，－０．５）のＡＭの反射波データについても、ＡＭであることから（１，－１，１）の受信係数を用いて第２セットの反射波データを合成する。そして、図５Ｃに示す場合、加減算部１２ａは、第１セットの反射波データと第２セットの反射波データとを加算する。第２の場合を実行する第３のスキャンシーケンスも、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とで小振幅の極性を交互に反転させることで、組織信号の消え残りを抑制するシーケンスとなる。
　ここで、送信周波数にもよるが、セット間の位相変調が要因でバブルの応答が弱まる場合がある。特に、第２の場合を実行する第３のスキャンシーケンスでは、位相変調が大きいため、バブルの応答が弱まる可能性が高い。このため、組織信号の残存が上昇する可能性があるが、あえて造影剤の感度を向上させるために、図５Ｄに示すように、第１セットの反射波データから第２セットの反射波データを減算しても良い。
　第１のスキャンシーケンス～第３のスキャンシーケンスは、送信周波数や造影剤の種類により、適宜好適なシーケンスを選択することが可能である。シーケンスの選択は、操作者により手動で設定される場合であっても良いし、例えば、制御部１７により自動設定される場合であっても良い。
　ところで、第１のスキャンシーケンスや第２のスキャンシーケンスのように、ＡＭＰＭ及びＡＭを併用する場合、残留エコーによるアーチファクトが発生する場合がある。近年の造影剤は、低音圧で映像化されるため、残留エコーによるアーチファクトの影響は少ないが、高エコーが存在する場合に、多重反射が起こり、残留エコーによるアーチファクトが顕著となる場合がある。位相変調を行わないＡＭを第２セットにする場合、ひとつ前の送信によるエコー（残留エコー）が現在の受信期間に入り、残留エコーがキャンセルされずにアーチファクトとなる。図６は、ＡＭＰＭ及びＡＭの併用により生じる残留エコーの一例を示す図である。
　図６は、図４に示す第１のスキャンシーケンスが行なわれる場合に生じる残留エコーを示す図である。図６に示すように、２セット目及び４セット目のＡＭにおける残留エコーは、（－０．５，０．５，１）となる。受信係数が（１，－１，１）であることから、２セット目及び４セット目の残留エコーそれぞれは、図６に示すように、「－０．５－０．５＋１＝０」となる。一方、図６に示すように、１セット目及び３セット目のＡＭＰＭにおける残留エコーは（０．５，－０．５，１）となる。受信係数が（１，１，１）であることから、１セット目及び３セット目の残留エコーそれぞれは、図６に示すように、「０．５－０．５＋１＝１」となる。すなわち、第１のスキャンシーケンスでは、残留エコーの影響が生じる。なお、第２のスキャンシーケンスでも同様に、残留エコーの影響が生じる。特に、第１及び第２のスキャンシーケンスを合計４セット以上行なう場合、残留エコーの影響が大きくなる。
　そこで、送受信部１１は、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とを交互に４セット以上行なう場合、奇数番目に行なう第１セットの超音波送受信と偶数番目に行なう第１セットの超音波送受信との送信極性を反転させる。更に、送受信部１１は、奇数番目に行なう第２セットの超音波送受信と偶数番目に行なう第２セットの超音波送受信との送信極性を反転させる。図７は、第１の実施形態に係る残留エコー対策用の超音波送受信の一例を示す図である。
　図７は、図４に示す第１のスキャンシーケンスを残留エコー対策用のスキャンシーケンスとした場合を示す。図７に示すように、３セット目（２番目）のＡＭＰＭは、１セット目（１番目）のＡＭＰＭを反転したシーケンスであり、４セット目（２番目）のＡＭは、２セット目（１番目）のＡＭを反転したシーケンスとなる。
　図７に示すように、１セット目のＡＭＰＭにおける残留エコーは（－０．５，－０．５，１）となる。受信係数が（１，１，１）であることから、１セット目の残留エコーは、図７に示すように、「－０．５－０．５＋１＝０」となる。また、図７に示すように、２セット目のＡＭにおける残留エコーは（－０．５，０．５，１）となる。受信係数が（１，－１，１）であることから、２セット目の残留エコーは、図７に示すように、「－０．５－０．５＋１＝０」となる。また、図７に示すように、３セット目のＡＭＰＭにおける残留エコーは（０．５，０．５，－１）となる。受信係数が（１，１，１）であることから、３セット目の残留エコーは、図７に示すように、「０．５＋０．５－１＝０」となる。また、図７に示すように、４セット目のＡＭにおける残留エコーは（０．５，－０．５，－１）となる。受信係数が（１，－１，１）であることから、２セット目の残留エコーは、図７に示すように、「０．５＋０．５－１＝０」となる。
　すなわち、図７に示すスキャンシーケンスでは、残留エコーの影響を軽減できる。なお、第２のスキャンシーケンスを残留エコー対策用のスキャンシーケンスとした場合にも、上記と同様の反転を行なうことで、残留エコーの影響を軽減できる。ただし、残留エコー対策用のスキャンシーケンスでは、合計セット数が４の倍数であることが必要となる。
　図８は、第１の実施形態に係る超音波送受信による超音波造影結果の一例を示す図である。図８の左図は、１回のＡＭＰＭにより生成された造影画像データ１００を示し、図８の中図は、「従来手法」でＡＭＰＭを４回（４セット）繰り返すことで生成された造影画像データ２００を示す。また、図８の右図は、図４に例示した「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」により生成された造影画像データ３００を示す。造影画像データ１００と造影画像データ２００とを比較すると、造影画像データ２００の方が、造影剤に由来する信号強度が、深部まで高くなっているが、組織由来の信号強度も全体的に高くなっている。一方、造影画像データ３００は、造影剤に由来する信号強度が造影画像データ２００と同様に深部まで高くなっており、且つ、組織由来の信号強度が造影画像データ１００と同程度まで抑制されている。
　このように、第１の実施形態では、上述した様々なスキャンシーケンスを用いることで、組織由来の信号の増加を極力抑えながら、超音波造影を高いバブル組織比と高い深部感度とで行なうことができる。なお、第１の実施形態は、受信係数切替部１２ｃの機能が加減算部１２ａの機能として組み込まれている場合であっても適用可能である。
（第２の実施形態）
　第２の実施形態では、操作者の切り替え要求により、従来の超音波造影から第１の実施形態で説明した超音波造影へと切り替わる場合について、図９等を用いて説明する。図９は、第２の実施形態を説明するための図である。
　第２の実施形態では、入力装置３は、超音波造影を行なうために１種類の超音波送受信を行なう第１のモードから、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信とを交互に複数セット行なう第２のモードへ切り替える切り替え要求を受け付ける。更に、入力装置３は、第２のモードで行なわれるセット数を受け付ける。
　例えば、操作者は、第１モードとして初期設定されている「１セットのＡＭＰＭ」により、超音波造影を行なう。図９の左図に示す第１モードの造影画像を参照して、観察深度の造影感度が悪いと判断した場合、操作者は、例えば、入力装置３が有するタッチコマンドスクリーン上のスイッチを操作して、第２のモードへ切り替える切り替え要求を入力する。なお、第２モードは、例えば、第１のスキャンシーケンスが初期設定されている。そして、操作者は、第２のモードで行なわれるセット数を、例えば、観察深度に応じて設定する。なお、操作者は、観察深度とリアルタイム性とのバランスから好適なセット数を選択しても良い。また、操作者は、第２モードのスキャンシーケンスを第１の実施形態で説明した種々のスキャンシーケンスから選択することも可能である。
　制御部１７は、入力装置３が切り替え要求及びセット数を受け付けた場合に、第２モードにおける超音波送受信条件を設定する。例えば、図４に例示した「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」が設定された場合、設定されたセット数による「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」のスキャンシーケンスに基づいて、制御部１７は、送受信部１１が行なう送受信条件を設定する。これにより、操作者は、図９の右図に示す第２モードの造影画像を参照することができる。図９の右図に示す第２モードの造影画像では、第１モードの造影画像と比較して、バブル組織比が維持された状態で、観察深度の造影感度が向上している。
　なお、第２の実施形態は、リアルタイム性を優先したいと判断した操作者により、再度、第２モードから第１モードへの切り替えが行なわれても良い。
　次に、図１０を用いて、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例について説明する。図１０は、第２の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を示すフローチャートである。
　図１０に例示するように、第２の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１７は、造影モードの撮影要求を受け付けたか否かを判断する（ステップＳ１０１）。ここで、造影モードの撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、制御部１７は、要求を受け付けるまで待機する。
　一方、造影モードの撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部１７は、第１モードの超音波送受信に基づいて、スキャン条件を初期化し（ステップＳ１０２）、第１モードのスキャンを開始する（ステップＳ１０３）。
　そして、制御部１７は、スキャン条件の変更要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０４）。なお、上記のステップＳ１０４では、制御部１７は、第１モードから第２モードへの変更要求を受け付けたか否かを判定する。ここで、スキャン条件の変更要求を受け付けた場合（ステップＳ１０４肯定）、制御部１７は、第２のモードで行なわれるセット数が選択されたか否かを判定する（ステップＳ１０５）。
　ここで、セット数が選択されない場合（ステップＳ１０５否定）、制御部１７は、セット数が選択されるまで待機する。一方、セット数が選択された場合（ステップＳ１０５肯定）、制御部１７は、スキャン条件を再設定し、新たなスキャン条件でスキャンを開始する（ステップ１０６）。上記のステップＳ１０６では、制御部１７は、第２モードのスキャンを開始させる。
　ステップＳ１０６の後、或いは、第２モードへのスキャン条件の変更要求を受け付けない場合（ステップＳ１０４否定）、制御部１７は、終了要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０７）。ここで、終了要求を受け付けない場合（ステップＳ１０７否定）、制御部１７は、ステップＳ１０４に戻って、スキャン条件の変更要求を受け付けたか否かを判定する。なお、ステップＳ１０６の後に、ステップＳ１０７が否定であったために、ステップＳ１０４に戻った場合、制御部１７は、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けたか否かを判定する。第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けたことでステップＳ１０４が肯定であった後に、制御部１７がステップＳ１０５で受け付けるセット数は、「１」、又は、複数（「従来手法」でセット送受信を行なう際のセット数）となる。また、制御部１７がステップＳ１０６でスキャン条件を再設定して開始するスキャンは、第１モードのスキャンとなる。なお、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けた後に、受け付けたセット数が複数であった場合には、制御部１７は、第２モードを実行させても良い。
　一方、終了要求を受け付けた場合（ステップＳ１０７肯定）、制御部１７は、処理を終了する。
　上述したように、第２の実施形態では、操作者の要求に応じて第１モードと第２モードとを切り替えるユーザインタフェースを提供することができる。
（第３の実施形態）
　第３の実施形態では、第１モードから第２モードへ切り替わる場合に、第２モードの送信セット数が自動で設定される場合について、図１１等を用いて説明する。図１１は、第３の実施形態を説明するための図である。
　第３の実施形態に係る入力装置３は、第１のモードから、第２のモードへ切り替える切り替え要求を受け付ける。制御部１７は、入力装置３が切り替え要求を受け付けた場合に、第２モードのセット数を変化させることで生成される造影画像データの信号雑音比に基づいて、第２のモードでの送信セット数を設定する。
　例えば、送受信部１１を制御することで、制御部１７は、第１のスキャンシーケンスの送信セット数を「２、４、６、・・・」と順次変化させて、超音波送受信を行なった場合の造影画像データと、超音波送信を行なわずに超音波受信のみを行なった場合の造影画像データとを画像生成部１４に生成させる。制御部１７は、送信セット数ごとに生成された造影画像データのペアから、送信セット数ごとのＳ／Ｎ比を算出する。そして、制御部１７は、図１１に例示するように、Ｓ／Ｎ比が最も高くなる最適セット数を推定する。そして、制御部１７は、最適セット数により、第２モードのスキャン条件を設定する。なお、制御部１７は、例えば、操作者がＢモード画像データで設定した関心領域に限定してＳ／Ｎ比を算出しても良い。
　次に、図１２を用いて、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例について説明する。図１２は、第３の実施形態に係る超音波診断装置の処理例を示すフローチャートである。
　図１２に例示するように、第３の実施形態に係る超音波診断装置の制御部１７は、造影モードの撮影要求を受け付けたか否かを判断する（ステップＳ２０１）。ここで、造影モードの撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、制御部１７は、要求を受け付けるまで待機する。
　一方、造影モードの撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、制御部１７は、第１モードの超音波送受信に基づいて、スキャン条件を初期化し（ステップＳ２０２）、第１モードのスキャンを開始する（ステップＳ２０３）。
　そして、制御部１７は、スキャン条件の変更要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０４）。なお、上記のステップＳ２０４では、制御部１７は、第１モードから第２モードへの変更要求を受け付けたか否かを判定する。ここで、スキャン条件の変更要求を受け付けた場合（ステップＳ２０４肯定）、制御部１７は、第２モードにおける送信セット数を変化させながら造影画像データのＳ／Ｎ比を算出し（ステップＳ２０５）、最適送信セット数を推定することで、送信セット数を設定する（ステップＳ２０６）。
　そして、制御部１７は、スキャン条件を再設定し、新たなスキャン条件でスキャンを開始する（ステップ２０７）。上記のステップＳ２０７では、制御部１７は、第２モードのスキャンを開始させる。
　ステップＳ２０７の後、或いは、スキャン条件の変更要求を受け付けない場合（ステップＳ２０４否定）、制御部１７は、終了要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０８）。ここで、終了要求を受け付けない場合（ステップＳ２０８否定）、制御部１７は、ステップＳ２０４に戻って、スキャン条件の変更要求を受け付けたか否かを判定する。なお、ステップＳ２０７の後に、ステップＳ２０８が否定であったために、ステップＳ２０４に戻った場合、制御部１７は、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けたか否かを判定する。
　ここで、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けた後に、制御部１７がステップＳ２０５で算出するＳ／Ｎ比は、例えば、１種類のＡＭＰＭの送信セット数を変化させた場合の造影画像データのＳ／Ｎ比である。また、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けた後に、制御部１７がステップＳ２０６で設定した送信セット数が複数の場合、ステップＳ２０７でスキャン条件が再設定されて開始されるスキャンは、「従来手法」での第１モードのスキャンとなる。なお、第２モードから第１モードへの変更要求を受け付けた後、制御部１７は、ステップＳ２０５において、第１モードとともに第２モードでのＳ／Ｎ比も算出し、算出結果に基づいて、ステップＳ２０６において、第２モードでセット送受信を行なう際のセット数によりスキャン条件を再設定しても良い。かかる場合、ステップＳ２０７でスキャン条件が再設定されて開始されるスキャンは、第２モードのスキャンとなる。
　一方、終了要求を受け付けた場合（ステップＳ２０８肯定）、制御部１７は、処理を終了する。
　上述したように、第３の実施形態では、第２モードの送信セット数が自動設定されるので、第２モードへの切り替え時における操作者の負担を低減させることができる。
（第４の実施形態）
　第４の実施形態では、上述した第１～第３の実施形態における３つの変形例について、図１３～図１５を用いて説明する。図１３～図１５は、第４の実施形態を説明するための図である。
　まず、第１の変形例について説明する。第２の実施形態では、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信との合計セット数が手動で設定される。また、第３の実施形態では、第１セットの超音波送受信と第２セットの超音波送受信との合計セット数が、Ｓ／Ｎ比により推定された最適セット数に自動設定される。いずれの場合も、バブル組織比が維持された状態で、深部の造影感度が向上している。
　そこで、第１の変形例に係る送受信部１１は、合計セット数に応じて、超音波の送信出力を調整する。具体的には、送受信部１１は、合計セット数に応じて、超音波の送信音圧を低下させる。例えば、送受信部１１は、図１３に示すように、Ｓ／Ｎ比の算出から推定された最適セット数に応じて、送信音圧を低下させる。或いは、送受信部１１は、操作者により設定されたセット数に応じて、送信音圧を低下させる。
　第１の変形例では、バブル組織比が維持された状態で、深部の造影感度が向上している場合に、音圧を低下することで、造影剤が崩壊する可能性を低減できる。
　次に、第２の変形例について説明する。一般的に、同じ反射源であっても、反射源が位置する深さにより、反射波強度は、異なる。具体的には、反射源の位置が深いほど、反射波強度は、減衰する。このため、従来の超音波診断装置では、深さ方向に比例して、換言すると、受信時間に比例して、徐々にゲインを上げる感度補正が行なわれている。かかるゲイン補正は、ＳＴＣ（Sensitivity　Time　Control）と呼ばれる。ＳＴＣは、例えば、操作者が入力した設定に基づいて、送受信部１１が有するアンプ回路により行なわれる。
　ここで、第１モードであるＡＭＰＭにおいて、バブル由来の信号「Ｓ（ＡＭＰＭ）」は、図１４に例示するように、深さ方向における送信フォーカス付近をピークとする上に凸の形状となる。また、ＡＭＰＭでは、システムノイズ「Ｎ」は、図１４に例示するように、深さ方向に沿って略一定となる。一方、第２モードである第１のスキャンシーケンスの「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」では、図１４に例示するように、「Ｎ」が維持された状態で、バブル由来の信号「Ｓ（ＡＭＰＭ＋ＡＭ）」が、「Ｓ（ＡＭＰＭ）」より高くなる。
　すなわち、第２モードのＳ／Ｎ比は、深部において、第１モードのＳ／Ｎ比より向上している。そこで、第２の変形例では、送受信部１１が有するアンプ回路は、合計セット数に応じて、深さ方向のゲインを調整する。具体的には、制御部１７の制御により、アンプ回路は、ＡＭＰＭでのゲイン曲線「Ｃ（ＡＭＰＭ）」の形状を調整する。これにより、アンプ回路は、「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」でのゲイン曲線「Ｃ（ＡＭＰＭ＋ＡＭ）」を設定する。より具体的には、アンプ回路は、深部のゲインを上げてもノイズが強調されないことから、「Ｃ（ＡＭＰＭ）」の深部におけるゲインを上げて、「Ｃ（ＡＭＰＭ＋ＡＭ）」を設定する。
　例えば、最適セット数が制御部１７により推定されている場合、当該最適セット数における深さ方向のＳ／Ｎ比は算出されている。制御部１７は、算出した深さ方向のＳ／Ｎ比から、深部におけるノイズが強調されない範囲で、Ｃ（ＡＭＰＭ＋ＡＭ）の深部における形状を設定し、アンプ回路に通知する。
　また、「ＡＭＰＭ＋ＡＭ」では、図１４に例示するように、浅い部位においても、バブル由来の信号が向上している。このため、「Ｃ（ＡＭＰＭ）」によりゲイン補正を行なうと、浅い部位では、輝度が飽和して、逆に、造影信号の視認性が低減する場合がある。そこで、アンプ回路は、輝度が飽和しないように、「Ｃ（ＡＭＰＭ）」の浅い部位におけるゲインを下げた「Ｃ（ＡＭＰＭ＋ＡＭ）」を設定しても良い。
　次に、第３の変形例について説明する。第１の実施形態で説明した第２モードの各種スキャンシーケンスは、１本の走査線上で、複数回超音波送受信を行なうために、フレームレートが低下する。そこで、第３の変形例では、送受信部１１は、送信超音波として平面波または拡散波を用いて、並列同時受信処理を行なう。
　図１５は、平面波により８ビーム並列同時受信を行なう場合を示している。図１５では、送信される平面波の深さ方向における中心軸を実線の矢印で示し、１回目で同時受信される反射波ビームを破線の矢印で示している。送受信部１１は、図１５に示すように、１回の超音波送受信で、８本の走査線上の反射波信号を受信する。これにより、送受信部１１は、１回の超音波送受信で、８本の走査線上の反射波でデータを生成することができる。従って、第３の変形例では、第２モードの各種スキャンシーケンスを実行する際に、フレームレートが低下することを回避できる。
　なお、上記の第１～第４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プログラムは、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プログラムは、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非一時的な記録媒体に記録され、コンピュータによって非一時的な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。
　以上、説明したとおり、第１の実施形態～第４の実施形態によれば、超音波造影を高いバブル組織比と高い深部感度とで行なうことができる。
　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、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。

Claims (11)

  1. 　造影剤が投与された被検体の撮影部位の同一走査線上において、振幅を変調させた超音波送信、又は、振幅及び位相を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信する第１セットの超音波送受信と、前記第１セットの超音波送受信とは位相変調が異なる第２セットの超音波送受信とを、複数セット行なって複数セット分の反射波データを出力する送受信部と、
    　前記複数セット分の反射波データを加算又は減算する加減算部と、
    　前記加減算部から出力されたデータに基づいて、造影画像データを生成する画像生成部と、
    　を備える、超音波診断装置。
  2. 　前記送受信部は、前記第１セットの超音波送受信では振幅及び位相の両方を変調させる振幅位相変調法を行ない、前記第２セットの超音波送受信では、振幅のみを変調させる振幅変調法を行ない、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信とを、少なくとも２セット以上交互に行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記送受信部は、前記第１セットの超音波送受信及び前記第２セットの超音波送受信それぞれにおいて、振幅変調の大きい送信超音波の極性を同じ極性とする、請求項２に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記送受信部は、前記第２セットの超音波送受信で複数回行なわれる各送信超音波の極性を、前記第１セットの超音波送受信で複数回行なわれる各送信超音波の極性から各々反転させる、請求項１に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記送受信部は、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信とを交互に４セット以上行なう場合、奇数番目に行なう第１セットの超音波送受信と偶数番目に行なう第１セットの超音波送受信との送信極性を反転させ、奇数番目に行なう第２セットの超音波送受信と偶数番目に行なう第２セットの超音波送受信との送信極性を反転させる、請求項１に記載の超音波診断装置。
  6. 　超音波造影を行なうために１種類の超音波送受信を行なう第１のモードから、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信とを交互に複数セット行なう第２のモードへ切り替える切り替え要求を受け付け、更に、前記第２のモードで行なわれるセット数を受け付ける入力部と、
    　前記入力部が前記切り替え要求及び前記セット数を受け付けた場合に、前記第２モードにおける超音波送受信条件を設定する制御部と、
    　を更に備える、請求項１に記載の超音波診断装置。
  7. 　超音波造影を行なうために１種類の超音波送受信を行なう第１のモードから、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信とを交互に複数セット行なう第２のモードへ切り替える切り替え要求を受け付け付ける入力部と、
    　前記入力部が前記切り替え要求を受け付けた場合に、前記第２モードのセット数を変化させることで生成される造影画像データの信号雑音比に基づいて、前記第２のモードでの送信セット数を設定する制御部と、
    　を更に備える、請求項１に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記送受信部は、送信超音波として平面波または拡散波を用いて、並列同時受信処理を行なう、請求項１に記載の超音波診断装置。
  9. 　前記送受信部は、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信との合計セット数に応じて、超音波の送信出力を調整する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  10. 　前記送受信部は、前記第１セットの超音波送受信と前記第２セットの超音波送受信との合計セット数に応じて、深さ方向のゲインを調整する、請求項１に記載の超音波診断装置。
  11. 　送受信部が、造影剤が投与された被検体の撮影部位の同一走査線上において、振幅を変調させた超音波送信、又は、振幅及び位相を変調させた超音波送信を複数回行なって反射波を受信する第１セットの超音波送受信と、前記第１セットの超音波送受信とは位相変調が異なる第２セットの超音波送受信とを、複数セット行なって複数セット分の反射波データを出力し、
    　加減算部が、前記複数セット分の反射波データを加算又は減算し、
    　画像生成部が、前記加減算部から出力されたデータに基づいて、造影画像データを生成する、
    　ことを含む、超音波イメージング方法。
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