WO2019189386A1 - 超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 - Google Patents

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法 Download PDF

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雅史 野口
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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus control method, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus that generates an ultrasonic image by a harmonic imaging method and an ultrasonic diagnostic apparatus control method.
  • the harmonic imaging method as a method for extracting a nonlinear component from an ultrasonic echo, for example, a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are mutually inverted are sequentially transmitted on the same scanning line.
  • a pulse inversion method in which a reception signal based on one ultrasonic pulse and a reception signal based on a second ultrasonic pulse are added.
  • the fundamental wave signal having the fundamental wave band forming the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse is removed from the received signal based on the ultrasonic echo, and the contrast agent bubble is removed. It is possible to extract a non-linear signal resulting from.
  • the signal resulting from the ultrasonic echo from the tissue boundary or the like often remains to the same extent as the nonlinear signal resulting from the contrast agent bubble.
  • the signal and the contrast agent caused by the ultrasound echo from the boundary of the tissue, etc. It often distinguishes from nonlinear signals due to bubbles, and it took time and effort to determine which of the acquired signals were nonlinear signals due to contrast agent bubbles. .
  • the present invention has been made to solve such a conventional problem, and can easily distinguish a signal caused by a tissue of a subject and a signal caused by a contrast agent bubble in a short time.
  • An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and a method for controlling the ultrasonic diagnostic apparatus.
  • an ultrasonic diagnostic apparatus includes a transducer array, a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other into the subject from the transducer array.
  • a transmission unit that transmits a set at least N times on the same scanning line, a reception unit that obtains a reception signal by a signal output from a transducer array that has received an ultrasonic echo generated in the subject, and
  • An IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse and an IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired by performing quadrature detection on the reception signal acquired by the receiving unit in a predetermined band.
  • the fundamental wave component is obtained by adding the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse.
  • a pulse inversion adder for obtaining an image signal A bubble signal likelihood calculator that calculates bubble signal likelihood based on the IQ signal sequence acquired by the quadrature detector, and a bubble signal likelihood calculated by the bubble signal likelihood and image signal acquired by the pulse inversion adder
  • an image generation unit that generates an ultrasonic image based on the above.
  • the bubble signal likelihood calculation unit can calculate the autocorrelation from the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit, and can calculate the bubble signal likelihood based on the calculated autocorrelation.
  • the bubble signal likelihood calculation unit can calculate a dispersion value of the phase difference from the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit, and can also calculate the likelihood of the bubble signal using the calculated dispersion value of the phase difference.
  • the bubble signal likelihood calculation unit can calculate the variance value of the amplitude from the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit, and can calculate the bubble signal likelihood using the calculated variance value of the amplitude.
  • a nonlinear signal information calculation unit that calculates at least one of the power and speed of the nonlinear signal from the image signal acquired by the pulse inversion adding unit can be further provided.
  • the image generation unit can generate an ultrasonic image based on at least one of the power and speed of the nonlinear signal calculated by the nonlinear signal information calculation unit.
  • the image generation unit generates an ultrasonic image by a color map based on at least one of the power and speed of the nonlinear signal calculated by the nonlinear signal information calculation unit and the bubble signal likelihood calculated by the bubble signal likelihood calculation unit. You can also Moreover, the display part which displays an ultrasonic image can be further provided.
  • a set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other from the transducer array into the subject is at least twice on the same scanning line. Transmitting N times as described above, obtaining a reception signal from a signal output from the transducer array that has received an ultrasonic echo generated in the subject, and performing quadrature detection in a band determined for the acquired reception signal By performing, an IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse and an IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired, and the acquired IQ signal sequence is used to correspond to the first ultrasonic pulse.
  • the image signal from which the fundamental wave component is removed is obtained by adding the IQ signal and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse, and the bubble signal likelihood is calculated based on the acquired IQ signal sequence.
  • Bubble Wherein the No. ness generating an ultrasound image based on the obtained image signal.
  • the bubble signal likelihood calculation unit that calculates the index indicating the randomness of the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit as the bubble signal likelihood is provided, the signal caused by the tissue of the subject and the contrast agent Signals caused by bubbles can be easily distinguished in a short time.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a block diagram which shows the internal structure of the receiving part in embodiment of this invention. It is a figure which shows the example of the zone
  • FIG. 1 shows a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to an embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes a transducer array 2, and a transmitter 3 and a receiver 4 are connected to the transducer array 2.
  • a quadrature detection unit 5 is connected to the reception unit 4, and a bubble signal likelihood calculation unit 6 and a pulse inversion addition unit 7 are connected to the quadrature detection unit 5.
  • a nonlinear signal information calculation unit 8, an image generation unit 9, a display control unit 10, and a display unit 11 are sequentially connected to the pulse inversion addition unit 7.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 is connected to the image generation unit 9.
  • the transmission unit 3, the reception unit 4, the quadrature detection unit 5, the bubble signal likelihood calculation unit 6, the pulse inversion addition unit 7, the non-linear signal information calculation unit 8, the image generation unit 9, and the display control unit 10 include a device control unit. 12 is connected, and a storage unit 13 and an operation unit 14 are connected to the apparatus control unit 12. The device control unit 12 and the storage unit 13 are connected to each other so that bidirectional information can be exchanged.
  • the processor 15 is configured by the apparatus control unit 12.
  • the transducer array 2 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 has a plurality of transducers arranged one-dimensionally or two-dimensionally. Each of these transducers transmits an ultrasonic wave according to the drive signal supplied from the transmission unit 3, receives an ultrasonic echo from the subject, and outputs a signal based on the ultrasonic echo.
  • Each vibrator is, for example, a piezoelectric ceramic represented by PZT (Lead Zirconate Titanate), a polymer piezoelectric element represented by PVDF (Poly Vinylidene Di Fluoride) and PMN-PT (polyvinylidene fluoride).
  • It is configured by forming electrodes on both ends of a piezoelectric body made of a piezoelectric single crystal represented by Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate: lead magnesium niobate-lead titanate solid solution).
  • the transmission unit 3 of the processor 15 includes, for example, a plurality of pulse generators, and a plurality of transducers of the transducer array 2 based on a transmission delay pattern selected according to a control signal from the device control unit 12.
  • Each of the drive voltages is supplied to a plurality of transducers with the delay amount adjusted so that the ultrasonic waves transmitted from the laser beam form an ultrasonic beam.
  • a pulsed drive voltage is applied to the electrodes of the plurality of transducers of the transducer array 2
  • the piezoelectric body expands and contracts, and pulsed ultrasonic waves are generated from the respective transducers. From the synthesized wave of ultrasonic waves, a pulsed ultrasonic beam, that is, an ultrasonic pulse is formed.
  • the transmission unit 3 sequentially generates the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed from each other from the transducer array 2, and the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse are transmitted via the transducer array 2 to the first ultrasonic pulse.
  • a set of the ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse is transmitted to the subject a plurality of times along the same scanning line.
  • the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse transmitted into the subject are reflected by a target such as a part of the subject, for example, and are sent to the transducer array 2 as so-called ultrasonic echoes.
  • the ultrasonic echoes propagating toward the transducer array 2 in this way are received by each transducer constituting the transducer array 2.
  • each transducer constituting the transducer array 2 expands and contracts by receiving propagating ultrasonic echoes to generate electrical signals, and outputs these electrical signals to the receiving unit 4.
  • the receiving unit 4 of the processor 15 processes a signal output from the transducer array 2 in accordance with a control signal from the device control unit 12. As shown in FIG. 2, the receiving unit 4 has a configuration in which an amplifying unit 16, an AD (Analog / Digital) converting unit 17, and a beam former 18 are connected in series.
  • an amplifying unit 16 an AD (Analog / Digital) converting unit 17
  • a beam former 18 are connected in series.
  • the amplifying unit 16 of the receiving unit 4 amplifies signals input from the respective transducers constituting the transducer array 2 and transmits the amplified signals to the AD converting unit 17.
  • the AD conversion unit 17 converts the signal transmitted from the amplification unit 16 into digital data, and transmits these data to the beam former 18.
  • the beamformer 18 performs each of the data converted by the AD conversion unit 17 according to the sound speed or the sound speed distribution set based on the reception delay pattern selected according to the control signal from the device control unit 12.
  • a so-called reception focus process is performed by adding a delay. By this reception focus processing, each data converted by the AD conversion unit 17 is phased and added, and a reception signal in which the focus of the ultrasonic echo is narrowed down is acquired.
  • the ultrasonic echo propagating in the subject is caused by the fundamental wave component having the fundamental band forming the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse, and the movement of the tissue of the subject.
  • a reception signal based on an ultrasonic pulse having a positive phase is shown, and the fundamental wave signal E1 has a positive value.
  • a received signal based on an ultrasonic pulse having a negative phase is shown, and the fundamental wave signal E4 has a negative value.
  • the quadrature detection unit 5 of the processor 15 mixes the reception signal acquired by the reception unit 4 with a carrier signal having a reference frequency, thereby orthogonally detecting the received signal and converting it into an IQ signal that is complex data. An IQ signal sequence corresponding to the ultrasonic pulse and an IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse are acquired. At this time, in order to improve the detection accuracy of the contrast agent introduced into the subject, the quadrature detection unit 5, as shown in FIGS. 3 and 4, the signal intensity of the fundamental wave signal E 1 and the second harmonic signal.
  • the quadrature detection band FB is desirable to set so as to include a frequency at which the signal intensity of the bubble signal E3, which is a non-linear signal caused by the contrast agent bubble, becomes relatively larger than the signal intensity of E2. . Further, as shown in FIGS. 3 and 4, the signal intensity of the fundamental wave signal E1 and the signal intensity of the nonlinear signal including the second harmonic signal E2 and the bubble signal E3 are relatively close to each other.
  • the quadrature detection band FB is preferably set so as to include a part of the frequency band of the fundamental signal E1 or E4 in addition to the frequency at which the bubble signal E3 becomes relatively large.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 of the processor 15 converts the index using the autocorrelation or dispersion value calculated based on the IQ signal sequence acquired by the orthogonal detection unit 5 into the bubble of the contrast agent introduced into the subject. Calculated as the likelihood of a bubble signal based on it. The calculation of the bubble signal likelihood by the bubble signal likelihood calculation unit 6 will be described in detail later.
  • the pulse inversion adding unit 7 of the processor 15 uses the IQ signal sequence acquired by the quadrature detection unit 5 and an IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse and an IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse. Are added to obtain the addition signal from which the fundamental wave signals E1 and E4 are removed as shown in FIGS.
  • the nonlinear signal information calculation unit 8 of the processor 15 converts the second harmonic signal E2 caused by the tissue of the subject and the contrast agent bubble introduced into the subject from the addition signal acquired by the pulse inversion addition unit 7. At least one of the power and speed of the nonlinear signal including the resulting bubble signal E3 is calculated as nonlinear signal information.
  • the image generation unit 9 of the processor 15 performs an ultrasonic image based on at least one of the power and speed of the nonlinear signal calculated by the nonlinear signal information calculation unit 8 and the bubble signal likelihood calculated by the bubble signal likelihood calculation unit 6. Is generated.
  • the display control unit 10 of the processor 15 performs predetermined processing on the ultrasonic image generated by the image generation unit 9 under the control of the device control unit 12 and causes the display unit 11 to display the ultrasonic image or the like.
  • the display unit 11 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 displays an image or the like under the control of the display control unit 10 and includes, for example, a display device such as an LCD (Liquid Crystal Display).
  • the operation unit 14 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is for a user to perform an input operation, and can be configured to include a keyboard, a mouse, a trackball, a touch pad, a touch panel, and the like.
  • the storage unit 13 stores an operation program and the like of the ultrasonic diagnostic apparatus 1, and includes a flash memory, an HDD (Hard Disk Drive), an SSD (Solid State Drive), and an FD (Flexible Disk: flexible).
  • Disc Magnetic-Optical disc: magneto-optical disc
  • MT Magnetic Tape: magnetic tape
  • RAM Random Access Memory: random access memory
  • CD Compact Disc: compact disc
  • DVD Digital Versatile Disc
  • SD card Secure Digital card
  • USB memory Universal Serial Bus memory
  • the processor 15 includes a CPU (Central Processing Unit) and a control program for causing the CPU to perform various processes.
  • An FPGA Field Programmable Gate Array: feed programmable gate array
  • DSP Digital Signal Processor
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • GPU Graphics Processing Unit
  • other IC Integrated Circuit Composed It may be.
  • the unit 12 may be configured to be partly or wholly integrated into one CPU or the like.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 sequentially transmits a first ultrasonic pulse and a second ultrasonic pulse whose phases are reversed to each other on the same scanning line, and a reception signal by the first ultrasonic pulse. And an ultrasonic image is generated using a pulse inversion method in which the received signals of the second ultrasonic pulses are added.
  • step S1 the transmission unit 3 transmits the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse whose phases are reversed to each other a plurality of times on the same scanning line via the transducer array 2.
  • the transmission unit 3 transmits a set of the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse N times on the same scanning line, and then transmits the first ultrasonic pulse and the second ultrasonic pulse on the next scanning line.
  • a set of ultrasonic pulses is transmitted N times.
  • N is an integer of 2 or more.
  • the transmission unit 3 alternately performs the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP four times on each scanning line L1, L2, L3, L4, and L5. Sending one by one.
  • the time interval PRT1 between the first ultrasonic pulses FP adjacent in time series and the time interval PRT1 between the second ultrasonic pulses SP adjacent in time series are the same. It is.
  • step S2 the receiving unit 4 receives the ultrasonic echo generated in the subject based on the first ultrasonic pulse FP and the second ultrasonic pulse SP transmitted in the subject in step S1.
  • a received signal is obtained from a signal output from the child array 2.
  • the quadrature detection unit 5 performs quadrature detection in the band FB determined on the reception signal acquired in step S2, thereby performing the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the first signal sequence.
  • An IQ signal sequence corresponding to two ultrasonic pulses is acquired.
  • the quadrature detection unit 5 is caused by contrast agent bubbles as compared with the signal intensity of the fundamental wave signal E1 and the second harmonic signal E2, as shown in FIGS. 3 and 4, for example.
  • the signal intensity of the bubble signal E3 composed of a nonlinear signal is relatively increased, and the signal intensity of the fundamental wave signal E1 and the signal intensity of the nonlinear signal including the second harmonic signal E2 and the bubble signal E3 are A band FB for quadrature detection is set so as to have values close to each other, and quadrature detection is performed in this band FB.
  • the IQ signal sequence corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ signal sequence corresponding to the second ultrasonic pulse SP have phases having different polarities.
  • the first ultrasonic pulse FP IQ signal sequence C1 including IQ signals P1, P3, P5, P7, P9, P11 corresponding to, has a positive phase
  • the IQ signal sequence C2 has a negative phase.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 calculates an index representing the bubble signal likelihood using the IQ signal sequences C1 and C2 acquired in step S3. For example, the bubble signal likelihood calculation unit 6 calculates the autocorrelation VT as shown in the following formula (1) from the IQ signal obtained in step S3, and calculates the power PT of the IQ signal as shown in the following formula (2). Then, using the calculated autocorrelation VT and power PT, the variance value VS is calculated as the bubble signal likelihood as shown in the following equation (3).
  • PT ( ⁇
  • n in the formulas (1) and (2) is a natural number.
  • the autocorrelation of the IQ signal is calculated by the product of the IQ signal that is later in the time series and the complex conjugate of the previous IQ signal in the time series, out of two IQ signals that are different in time series. .
  • the index value of the likelihood of bubble signal is a standardized value that does not depend on the magnitude of the signal.
  • the standardization method is not particularly limited, but the simplest method here is to divide
  • the influence of the nonlinear signal including the second harmonic signal E2 as shown in FIGS. 3 and 4 and the bubble signal E3 caused by the contrast agent bubble is compared.
  • the IQ signal sequences C1 and C2 are composed of IQ signals as shown in FIG. 8, for example.
  • FIG. 8 shows an IQ signal when there is no influence of the contrast agent bubble in the ultrasonic echo and the component due to the tissue of the subject is dominant.
  • FIG. Two IQ signals P1, P2, P3 are shown.
  • the IQ signals P1 and P3 are signals having different magnitudes and phases, but for the sake of explanation, it is assumed that the IQ signals P1 and P3 are equal to each other.
  • IQ signals P1 and P3 are, for example, fundamental wave vector G1 corresponding to fundamental wave signal E1 and higher harmonic signals such as second harmonic signal E2 caused by the tissue of the subject.
  • the IQ signal P2 is represented by the sum of the fundamental signal vector G2 corresponding to the fundamental signal E4 and the nonlinear signal vector H2 corresponding to the higher order harmonic signal.
  • the signal strength of the higher-order harmonic signal is very small, such as having an order of 1/10 or less of the signal strength of the fundamental wave signal E1, and the magnitudes of the nonlinear signal vectors H1 and H2. Is very small compared to the magnitudes of the fundamental vectors G1 and G2.
  • the IQ signals P1 and P3 are approximately equal to the fundamental vector G1, and the IQ signal P2 is approximately equal to the fundamental vector G2.
  • the fundamental wave signals E1 and E4 are dominant in the IQ signal sequences C1 and C2 acquired in step S3, the randomness of the IQ signal sequences C1 and C2 is low.
  • IQ signals P1 and P3, a phase difference DA 1 obtained by subtracting the phase of the IQ signal P1 from the phase of the IQ signal P2, the phase difference DA in which the phase of the IQ signal P3 obtained by subtracting the phase of the IQ signal P2 2 is approximately 180 degrees.
  • the autocorrelation vector VT j is As shown in FIG. 4, the vector extends in approximately one direction.
  • the autocorrelation vector VT 1 calculated based on IQ signals P1 and P2
  • the autocorrelation vector VT 2 is shown which is calculated based on the IQ signal P2 and P3
  • autocorrelation Vectors VT 1 and VT 2 have phases DA 1 and DA 2 near 180 degrees, respectively.
  • Equation (3) The variance VS shown is a value near zero.
  • the IQ signal sequences C1 and C2 are: For example, it is configured by an IQ signal as shown in FIG.
  • the band FB as shown in FIGS. 3 and 4 is used.
  • IQ signals P1, P2, and P3 are shown in FIG. As in FIG. 8, the IQ signals P1 and P3 are actually signals having different magnitudes and phases, but for the sake of explanation, it is assumed that the IQ signals P1 and P3 are equal to each other.
  • the IQ signals P1 and P3 include, for example, a fundamental signal vector G1 corresponding to the fundamental signal E1, and a nonlinear signal vector H1 corresponding to a nonlinear signal including the second harmonic signal E2 and the bubble signal E3.
  • the IQ signal P2 is represented by the sum of a fundamental wave vector G2 corresponding to the fundamental wave signal E4 and a nonlinear signal vector H2 corresponding to a nonlinear signal including the second harmonic signal E2 and the bubble signal E3.
  • the ratio between the magnitude of the fundamental wave vector G1 and the magnitude of the nonlinear signal vector H1 and the ratio between the magnitude of the fundamental wave vector G2 and the magnitude of the nonlinear signal vector H2 are approximately equal to 1.
  • the IQ signals P1 and P3 are signals greatly deviated from the fundamental wave vector G1
  • the IQ signal P2 is a signal greatly deviated from the fundamental wave vector G2.
  • the phase difference DA 2 obtained by subtracting the phase of the IQ signal P1 from the phase of the IQ signal P3 is, for example, 90 degrees It is a value away from 180 degrees, such as a nearby value or a value near 270 degrees.
  • the autocorrelation vector VT j shown in Equation (4) is a vector that extends in the substantially opposite direction, as shown in FIG. 11, for example.
  • the autocorrelation vector VT 2 is shown which is calculated based on the IQ signal P2 and P3
  • autocorrelation Vector VT 1 has a phase near 90 degrees
  • VT 2 has a phase near 270 degrees.
  • the autocorrelation VT is obtained by the product of one of the IQ signal pairs temporally adjacent to each other and the other complex conjugate.
  • the signal intensity of the bubble signal E3 included in these IQ signals is the fundamental signal. If the E1 and second harmonic signals E2 are equal to or higher than the signal of the second harmonic signal E2, the ultrasonic echo from the first ultrasonic pulse FP, which is a complex conjugate, is calculated in such a product calculation.
  • the calculated phase difference DA j is alternately separated from 180 degrees. The property of having a different value is obtained.
  • the pulse inversion adding unit 7 uses the IQ signal sequences C1 and C2 acquired in step S3 to generate the first super By adding the IQ signal corresponding to the sound wave pulse FP and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP, an addition signal from which the fundamental wave signals E1 and E4 are removed is obtained.
  • the pulse inversion adding unit 7 adds IQ signals that are adjacent to each other in time series and have different polarities, thereby adding signals a 1 , a 2 , a 3 , a 4 , a 5, a 6 and b 1, b 2, b 3 , b 4, b 5 is calculated.
  • the pulse inversion adding unit 7 calculates the addition signals a 1 , a 2 , a 3 , a 4 , a 5 , a 6 using, for example, the following formula (5), and the following formula (6) Are used to calculate the addition signals b 1 , b 2 , b 3 , b 4 , b 5 .
  • the non-linear signal information calculation unit 8 by using the sum signal a m and b q calculated in step S5, it was introduced into the second harmonic signal E2 and the subject due to the subject tissue At least one of the power and velocity vector of the nonlinear signal including the bubble signal E3 including the nonlinear signal caused by the contrast agent bubble is calculated.
  • the nonlinear signal information calculation unit 8 can calculate the power PB of the bubble signal E3 using the following equation (7), and can calculate the velocity VB of the bubble signal E3 using the following equation (8).
  • PB [ ⁇
  • VB [ ⁇ ( ar + 1 ⁇ a * r ) + ⁇ ( bt + 1 ⁇ b * t )] / (2n ⁇ 3)
  • the image generation unit 9 generates an ultrasonic image based on at least one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal calculated in step S6 and the bubble signal likelihood calculated in step S4.
  • the generated ultrasonic image is displayed on the display unit 11.
  • the image generation unit 9 represents the value of the power PB of the nonlinear signal calculated in step S ⁇ b> 6 by a change in brightness, and represents an index value of the bubble signal likelihood by a change in saturation of the color B.
  • An ultrasonic image can be generated by a so-called color map, and the generated ultrasonic image can be displayed on the display unit 11.
  • the lightness increases as the value of the power PB increases, and the saturation of the color B increases as the index value of the bubble signal likelihood increases. In this way, the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 according to the embodiment of the present invention is completed.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 uses the autocorrelation VT obtained from the IQ signal sequences C1 and C2 acquired by the quadrature detection unit 5. Since the likelihood of the bubble signal is calculated based on the signal, the signal caused by the tissue of the subject and the signal caused by the contrast agent bubble introduced into the subject can be easily distinguished in a short time. Further, an ultrasonic image is generated based on the calculated index value of the likelihood of the bubble signal and one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal, and the user displays the ultrasonic image on the display unit 11. Therefore, it is possible to easily grasp a signal caused by a contrast agent bubble introduced into the subject.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 calculates the variance VS shown in Equation (3) as an index value of bubble signal likelihood, but the autocorrelation VT calculated based on the IQ signal sequence is calculated. If it is the index value used, it will not be limited to this.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 calculates the dispersion value VX using
  • the variance value VX approaches 1 it can be determined that the IQ signal sequences C1 and C2 acquired by the quadrature detection unit 5 seem to be signals originating from the tissue of the subject, and the variance value VX is zero. It can be determined that the IQ signal sequences C1 and C2 are likely to be signals caused by contrast agent bubbles as the value approaches.
  • VX
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 calculates, as the bubble signal likelihood, the phase difference variance value of IQ signals adjacent to each other in time series in the IQ signal sequences C1 and C2 acquired by the quadrature detection unit 5. You can also. For example, as shown in the following equation (10), when the real part of the IQ signal P k is X k and the imaginary part is Y k , the phase difference DA j of the IQ signals adjacent to each other in time series is expressed by the following equation (11) ).
  • i in the following formula (10) represents an imaginary unit.
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 can calculate the variance value VS1 of the phase difference DA j calculated by the equation (11) as an index value of the bubble signal likelihood as shown in the following equation (12).
  • E (DA j ) in the following formula (12) is an arithmetic average of the phase difference DA j .
  • FIG. 9 when the influence of the bubble signal E3 consisting of nonlinear signal is small, each of the DA j Since approximately equal to each other, VS1 approaches zero.
  • DA j and DA j + 1 are values separated from each other, so that VS1 is significantly larger than zero. .
  • the IQ signal sequences C1 and C2 acquired by the quadrature detection unit 5 are likely to be signals resulting from the contrast agent bubble as the variance value VS1 approaches 1, and the variance value VS1 approaches zero.
  • the IQ signal sequences C1 and C2 are likely to be signals resulting from the tissue of the subject.
  • the same result can be obtained even with a phase difference calculated from P j + 3 and P j, P j + 5 and P j and the like.
  • the bubble signal likelihood calculating unit 6 can also calculate the variance value VX1 appearing in the equation (12) as the bubble signal likelihood as shown in the following equation (13).
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 uses the amplitude variance value VS2 of the IQ signal sequences C1 and C2 even acquired by the quadrature detection unit 5 as an index value of the bubble signal likelihood, as shown in the following equation (14).
  • ) in the following equation (14) is an absolute value of the IQ signal P k , that is, an arithmetic average of the amplitude.
  • P k when the influence of the bubble signal E3 composed of a non-linear signal is small, each
  • FIG. 8 when the influence of the bubble signal E3 composed of a non-linear signal is small, each
  • the bubble signal likelihood calculation unit 6 can also calculate the variance value VX2 appearing in the equation (14) as an index value of the bubble signal likelihood as shown in the following equation (15).
  • VX2 [E (
  • 2 / (2n ⁇ 1) ⁇ ] (k 1, 2,..., 2n)
  • an ultrasonic image based on the value of the power PB of the bubble signal E3 and the bubble signal likelihood as shown in FIG. 13 is shown.
  • the ultrasonic image generated by the image generation unit 9 is not limited to this.
  • the image generation unit 9 displays only the part where the bubble signal likelihood index value is larger than a certain value using the color B, and the bubble signal likelihood index value is For a portion smaller than a certain value, the display using the color B is not performed, and the value of the power PB can be displayed in gray scale.
  • the image generation unit 9 includes a second harmonic signal E ⁇ b> 2 caused by the tissue of the subject and a bubble composed of a nonlinear signal caused by the bubble of the contrast agent introduced into the subject.
  • One of the color B1 and the color B2 is selected according to the phase polarity of the velocity VB of the nonlinear signal including the signal E3, the value of the power PB is represented by a change in brightness, and the index value of the bubble signal is represented by the color B1 and the color B2.
  • An ultrasonic image represented by a change in saturation can be generated, and the generated ultrasonic image can be displayed on the display unit 11. In the example shown in FIG.
  • the lightness increases as the value of the power PB increases, and in the region where the phase of the speed VB is positive, the saturation of the color B1 increases as the index value of the bubble signal likelihood increases, and the speed VB In the region where the phase is negative, the saturation of the color B2 increases as the index value of the bubble signal likelihood increases.
  • the image generation unit 9 generates an ultrasonic image based on, for example, the phase value of the velocity VB of the nonlinear signal and the index value of the bubble signal likelihood, and displays the generated ultrasonic image on the display unit 11. You can also. For example, at this time, as in the example shown in FIG. 14, the image generation unit 9 selects one of the color B1 and the color B2 according to the polarity of the phase of the speed VB, and sets the absolute value of the phase of the speed VB to the brightness. It is possible to generate an ultrasonic image that is expressed by a change and that indicates an index value of the bubble signal likelihood by a change in the saturation of the colors B1 and B2.
  • the image generation unit 9 can also generate an ultrasonic image based on at least one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal, and can display the generated ultrasonic image on the display unit 11. For example, although not shown, the image generation unit 9 can generate an ultrasonic image with a gray scale in which the brightness increases as the power PB increases.
  • the image generation unit 9 when generating an ultrasonic image based on at least one of the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal, the image generation unit 9 superimposes or arranges the index value of the bubble signal likelihood on the ultrasonic image. It can be displayed on the display unit 11. At this time, for example, the image generation unit 9 displays, on the display unit 11, an index value indicating the likelihood of a bubble signal corresponding to the position on the ultrasonic image designated by the user via the operation unit 14 (not shown). be able to. At this time, for example, a cursor that can be operated by the user via the operation unit 14 is displayed on the display unit 11, and the position of the user on the ultrasonic image is displayed via the operation unit 14 by this cursor. Can be specified. Note that a display different from the display unit 11 may be provided in the ultrasound diagnostic apparatus 1, and an index value indicating the likelihood of a bubble signal may be displayed on the display.
  • the power PB and the velocity VB of the nonlinear signal on the B-mode image representing the tomographic image of the subject can be imaged and superimposed on the display unit 11.
  • the power PB and velocity VB of the non-linear signal and the likelihood of a bubble signal can be imaged and displayed on the display unit 11 in a B-mode image representing a tomographic image of the subject.
  • the pulse inversion adding unit 7 adds the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP.
  • the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP can be added by any combination that is not adjacent in time series.
  • the IQ signal corresponding to the first ultrasonic pulse FP adjacent in time series and the IQ signal corresponding to the second ultrasonic pulse SP are less affected by the movement of the tissue of the subject. ,preferable.
  • the pulse inversion adding unit 7 calculates a sum signal a m using equation (5), but calculates the sum signal b q using Equation (6), the addition signal a m and b q Of these, only one can be calculated.
  • SYMBOLS 1 Ultrasonic diagnostic apparatus 2 Transducer array, 3 Transmitter part, 4 Receiving part, 5 Quadrature detection part, 6 Bubble signal likelihood calculation part, 7 Pulse inversion addition part, 8 Non-linear signal information calculation part, 9 Image generation part, DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Display control part, 11 Display part, 12 Device control part, 13 Storage part, 14 Operation part, 15 Processor, 16 Amplification part, 17 AD conversion part, 18 Beamformer, a1, a2, a3, a4, a5, a6 b1, b2, b3, b4, b5 addition signal, B, B1, B2 colors, C1, C2 IQ signal sequence, DA 1, DA 2 phase difference, E1, E4 fundamental signal, E2 2 harmonic signals, E3 bubble signal, FB band, FP first ultrasonic pulse, G1, G2 fundamental vectors, H1, H2 nonlinear signal vector, VT 1, VT 2 autocorrelation vector, L1, L2, L3, L4

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Abstract

超音波診断装置１は、振動子アレイ２と、振動子アレイ２から被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させる送信部３と、超音波エコーを受けた振動子アレイ２から出力される信号により受信信号を取得する受信部４と、取得された受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列を取得する直交検波部５と、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列に基づいてバブル信号らしさを算出するバブル信号らしさ算出部６とを備える。

Description

超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法
　本発明は、超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に係り、特に、ハーモニックイメージング法により超音波画像の生成を行う超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法に関する。
　医用超音波診断装置において、被検体に造影剤を導入して診断を行なう場合等には、特許文献１および２に開示されるように、造影剤の非線形性を利用し、振動子アレイにより受信した超音波エコーから非線形成分を抽出して画像化を行う、いわゆるハーモニックイメージング法が知られている。ハーモニックイメージング法を用いることにより、被検体の組織と造影剤のバブルとのコントラストが高い画像を生成することができる。
　ハーモニックイメージング法において、超音波エコーから非線形成分を抽出する方法として、例えば、同一の走査線上に、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを順次送信し、第１の超音波パルスによる受信信号と第２の超音波パルスによる受信信号を加算するパルスインバージョン法がある。このパルスインバージョン法により、超音波エコーに基づく受信信号から、第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスを形成する基本波の帯域を有する基本波信号を除去して、造影剤のバブルに起因する非線形信号を抽出することができる。
特開２００２－３０１０６８号公報 特開２００３－２３０２５５９号公報
　しかしながら、通常、パルスインバージョン法を用いたとしても、組織の境界等からの超音波エコーに起因する信号は、造影剤のバブルに起因する非線形信号と同程度に残存することが多く、非線形信号との区別をすることが難しいという問題があった。従来の技術では、造影剤のバブルが血管内を移動することに伴って生じる、信号の輝度の時間変化を観察することにより、組織の境界等からの超音波エコーに起因する信号と造影剤のバブルに起因する非線形信号とを区別することが多く、取得された信号のうち、どの信号が造影剤のバブルに起因する非線形信号であるかを判断するために、時間と手間を要していた。
　また、被検体内において拍動等の組織の動きがある場合には、パルスインバージョン法により相殺されずに残存する基本波信号が多くなり、基本波信号と造影剤のバブルに起因する非線形信号を区別することが難しいことがあるという問題があった。
　本発明は、このような従来の問題点を解消するためになされたものであり、被検体の組織に起因する信号と造影剤のバブルに起因する信号を容易に且つ短時間に区別することができる超音波診断装置および超音波診断装置の制御方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の超音波診断装置は、振動子アレイと、振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させる送信部と、被検体内において発生した超音波エコーを受けた振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得する受信部と、受信部により取得された受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する直交検波部と、直交検波部により取得されたＩＱ信号列を用いて、第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された画像信号を取得するパルスインバージョン加算部と、
　直交検波部により取得されたＩＱ信号列に基づいてバブル信号らしさを算出するバブル信号らしさ算出部と、バブル信号らしさ算出部により算出されたバブル信号らしさとパルスインバージョン加算部により取得された画像信号とに基づいて超音波画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする。
　バブル信号らしさ算出部は、直交検波部により取得されたＩＱ信号列から自己相関を求め、求められた前記自己相関に基づいてバブル信号らしさを算出することができる。
　もしくは、バブル信号らしさ算出部は、直交検波部により取得されたＩＱ信号列から位相差の分散値を算出し、算出された位相差の分散値を用いてバブル信号らしさを算出することもできる。
　もしくは、バブル信号らしさ算出部は、直交検波部により取得されたＩＱ信号列から振幅の分散値を算出し、算出された振幅の分散値を用いてバブル信号らしさを算出することができる。
　パルスインバージョン加算部により取得された画像信号から非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方を算出する非線形信号情報算出部をさらに備えることができる。
　この際に、画像生成部は、非線形信号情報算出部により算出された非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成することができる。
　さらに、画像生成部は、非線形信号情報算出部により算出された非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方とバブル信号らしさ算出部により算出されたバブル信号らしさとに基づいたカラーマップにより超音波画像を生成することもできる。
　また、超音波画像を表示する表示部をさらに備えることができる。
　本発明の超音波診断装置の制御方法は、振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させ、被検体内において発生した超音波エコーを受けた振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得し、取得された受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得し、取得されたＩＱ信号列を用いて第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された画像信号を取得し、取得されたＩＱ信号列に基づいてバブル信号らしさを算出し、算出されたバブル信号らしさと、取得された画像信号とに基づいて超音波画像を生成することを特徴とする。
　本発明によれば、直交検波部により取得されたＩＱ信号列のランダム性を表す指標をバブル信号らしさとして算出するバブル信号らしさ算出部を備えるため、被検体の組織に起因する信号と造影剤のバブルに起因する信号を容易に且つ短時間に区別することができる。
本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。 本発明の実施の形態における受信部の内部構成を示すブロック図である。 第１の超音波パルスに対応する直交検波の帯域の例を示す図である。 第２の超音波パルスに対応する直交検波の帯域の例を示す図である。 本発明の実施の形態に係る超音波診断装置の動作を表すフローチャートである。 超音波パルスの送信タイミングを模式的に示す図である。 第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を模式的に示す図である。 非線形成分の寄与が比較的小さい場合のＩＱ信号の例を模式的に示す図である。 非線形成分の寄与が比較的小さい場合の速度ベクトルの例を模式的に示す例である。 非線形成分の寄与が比較的大きい場合のＩＱ信号の例を模式的に示す図である。 非線形成分の寄与が比較的大きい場合の速度ベクトルの例を模式的に示す図である。 第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を加算して加算信号を算出する様子を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態に係る超音波診断装置により得られたパワーとバブル信号らしさの表示例を模式的に示す図である。 本発明の実施の形態に係る超音波診断装置により得られたパワー、速度、バブル信号らしさの表示例を模式的に示す図である。
　以下、この発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。また、以下においては、被検体に造影剤が導入されているものとする。
実施の形態
　図１に、本発明の実施の形態に係る超音波診断装置１の構成を示す。図１に示すように、超音波診断装置１は、振動子アレイ２を備えており、振動子アレイ２に送信部３および受信部４がそれぞれ接続されている。受信部４には、直交検波部５が接続され、直交検波部５に、バブル信号らしさ算出部６およびパルスインバージョン加算部７が接続されている。また、パルスインバージョン加算部７には、非線形信号情報算出部８、画像生成部９、表示制御部１０および表示部１１が順次接続されている。さらに、バブル信号らしさ算出部６は、画像生成部９に接続されている。
　さらに、送信部３、受信部４、直交検波部５、バブル信号らしさ算出部６、パルスインバージョン加算部７、非線形信号情報算出部８、画像生成部９および表示制御部１０に、装置制御部１２が接続されており、装置制御部１２に、格納部１３および操作部１４が接続されている。装置制御部１２と格納部１３は、互いに双方向の情報の受け渡しが可能に接続されている。
　また、送信部３、受信部４、直交検波部５、バブル信号らしさ算出部６、位相補正部７、パルスインバージョン加算部７、非線形信号情報算出部８、画像生成部９、表示制御部１０および装置制御部１２により、プロセッサ１５が構成されている。
　図１に示す超音波診断装置１の振動子アレイ２は、１次元または２次元に配列された複数の振動子を有している。これらの振動子は、それぞれ送信部３から供給される駆動信号に従って超音波を送信すると共に、被検体からの超音波エコーを受信して、超音波エコーに基づく信号を出力する。各振動子は、例えば、ＰＺＴ（Lead Zirconate Titanate：チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミック、ＰＶＤＦ（Poly Vinylidene Di Fluoride：ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子およびＰＭＮ－ＰＴ（Lead Magnesium Niobate-Lead Titanate：マグネシウムニオブ酸鉛－チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成することにより構成される。
　プロセッサ１５の送信部３は、例えば、複数のパルス発生器を含んでおり、装置制御部１２からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、振動子アレイ２の複数の振動子から送信される超音波が超音波ビームを形成するように、それぞれの駆動電圧を、遅延量を調節して複数の振動子に供給する。このように、振動子アレイ２の複数の振動子の電極にパルス状の駆動電圧が印加されると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状の超音波が発生して、それらの超音波の合成波から、パルス状の超音波ビームすなわち超音波パルスが形成される。送信部３は、このようにして、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスを振動子アレイ２から順次発生させ、振動子アレイ２を介して、第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線に沿って被検体内に複数回送信する。
　被検体内に送信された第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスは、例えば、被検体の部位等の対象において反射され、いわゆる超音波エコーとして振動子アレイ２に向かって被検体内を伝搬する。このように振動子アレイ２に向かって伝搬する超音波エコーは、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子により受信される。この際に、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子は、伝搬する超音波エコーを受信することにより伸縮して電気信号を発生させ、これらの電気信号を受信部４に出力する。
　プロセッサ１５の受信部４は、装置制御部１２からの制御信号に従って、振動子アレイ２から出力される信号の処理を行う。図２に示すように、受信部４は、増幅部１６、ＡＤ（Analog Digital）変換部１７およびビームフォーマ１８が直列接続された構成を有している。
　受信部４の増幅部１６は、振動子アレイ２を構成するそれぞれの振動子から入力された信号を増幅し、増幅した信号をＡＤ変換部１７に送信する。ＡＤ変換部１７は、増幅部１６から送信された信号をデジタルデータに変換し、これらのデータをビームフォーマ１８に送信する。ビームフォーマ１８は、装置制御部１２からの制御信号に応じて選択された受信遅延パターンに基づいて設定される音速または音速の分布に従い、ＡＤ変換部１７により変換された各データに対してそれぞれの遅延を与えて加算することにより、いわゆる受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、ＡＤ変換部１７により変換された各データが整相加算され且つ超音波エコーの焦点が絞り込まれた受信信号が取得される。
　ここで、被検体内を伝搬する超音波エコーには、第１の超音波パルスおよび第２の超音波パルスを形成する基本波の帯域を有する基本波成分と、被検体の組織の動きに起因する２次高調波成分と、被検体に導入された造影剤のバブルの微小な振動に起因する非線形成分が含まれている。そのため、受信部４により取得された受信信号には、例えば図３および図４に示すように、超音波エコーの基本波成分に基づく基本波信号Ｅ１またはＥ４、２次高調波成分に基づく２次高調波信号Ｅ２および造影剤のバブルによる非線形成分に基づくバブル信号Ｅ３を含んでいる。図３に示す例では、正の位相を有する超音波パルスに基づく受信信号が示されており、基本波信号Ｅ１は、正の値を有している。一方、図４に示す例では、負の位相を有する超音波パルスに基づく受信信号が示されており、基本波信号Ｅ４は、負の値を有している。
　プロセッサ１５の直交検波部５は、受信部４により取得された受信信号に参照周波数のキャリア信号を混合することにより、受信信号を直交検波して複素データであるＩＱ信号に変換し、第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する。この際に、直交検波部５は、被検体に導入されている造影剤の検出精度を向上させるため、図３および図４に示すように、基本波信号Ｅ１の信号強度および２次高調波信号Ｅ２の信号強度と比較して、造影剤のバブルに起因する非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の信号強度が相対的に大きくなる周波数を含むように、直交検波の帯域ＦＢを設定することが望ましい。さらに、基本波信号Ｅ１の信号強度と、２次高調波信号Ｅ２およびバブル信号Ｅ３を含む非線形信号の信号強度とが、互いに比較的近い値を有するように、図３および図４に示すように、バブル信号Ｅ３が相対的に大きくなる周波数に加えて、基本波信号Ｅ１またはＥ４の周波数帯域の一部を含むように、直交検波の帯域ＦＢを設定することが好ましい。
　プロセッサ１５のバブル信号らしさ算出部６は、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列に基づいて算出された自己相関または分散値を用いた指標を、被検体に導入された造影剤のバブルに基づくバブル信号らしさとして算出する。バブル信号らしさ算出部６によるバブル信号らしさの算出については、後に詳しく説明する。
　プロセッサ１５のパルスインバージョン加算部７は、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列を用いて、第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号とを加算することにより、図３および図４に示すような基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去された加算信号を取得する。
　プロセッサ１５の非線形信号情報算出部８は、パルスインバージョン加算部７により取得された加算信号から、被検体の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２および被検体に導入された造影剤のバブルに起因するバブル信号Ｅ３を含む非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方を非線形信号情報として算出する。
　プロセッサ１５の画像生成部９は、非線形信号情報算出部８により算出された非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方と、バブル信号らしさ算出部６により算出されたバブル信号らしさとに基づいて超音波画像を生成する。
　プロセッサ１５の表示制御部１０は、装置制御部１２の制御の下、画像生成部９により生成された超音波画像等に所定の処理を施して、表示部１１に超音波画像等を表示させる。
　超音波診断装置１の表示部１１は、表示制御部１０の制御の下、画像等を表示するものであり、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display：液晶ディスプレイ）等のディスプレイ装置を含む。
　超音波診断装置１の操作部１４は、ユーザが入力操作を行うためのものであり、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッドおよびタッチパネル等を備えて構成することができる。
　格納部１３は、超音波診断装置１の動作プログラム等を格納するもので、フラッシュメモリ、ＨＤＤ（Hard Disc Drive：ハードディスクドライブ）、ＳＳＤ（Solid State Drive：ソリッドステートドライブ）、ＦＤ（Flexible Disc：フレキシブルディスク）、ＭＯディスク（Magneto-Optical disc：光磁気ディスク）、ＭＴ（Magnetic Tape：磁気テープ）、ＲＡＭ（Random Access Memory：ランダムアクセスメモリ）、ＣＤ（Compact Disc：コンパクトディスク）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc：デジタルバーサタイルディスク）、ＳＤカード（Secure Digital card：セキュアデジタルカード）、ＵＳＢメモリ（Universal Serial Bus memory：ユニバーサルシリアルバスメモリ）等の記録メディア、またはサーバ等を用いることができる。
　なお、送信部３、受信部４、直交検波部５、バブル信号らしさ算出部６、パルスインバージョン加算部７、非線形信号情報算出部８、画像生成部９、表示制御部１０および装置制御部１２を有するプロセッサ１５は、ＣＰＵ（Central Processing Unit：中央処理装置）、および、ＣＰＵに各種の処理を行わせるための制御プログラムから構成されるが、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array：フィードプログラマブルゲートアレイ）、ＤＳＰ（Digital Signal Processor：デジタルシグナルプロセッサ）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：アプリケーションスペシフィックインテグレイテッドサーキット）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit：グラフィックスプロセッシングユニット）、その他のＩＣ（Integrated Circuit：集積回路）を用いて構成されてもよい。また、これらの送信部３、受信部４、直交検波部５、バブル信号らしさ算出部６、パルスインバージョン加算部７、非線形信号情報算出部８、画像生成部９、表示制御部１０および装置制御部１２を部分的にあるいは全体的に１つのＣＰＵ等に統合させて構成することもできる。
　次に、図５に示すフローチャートを用いて、実施の形態における超音波診断装置１の動作を詳細に説明する。実施の形態において、超音波診断装置１は、同一の走査線上に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを順次送信し、第１の超音波パルスによる受信信号と第２の超音波パルスによる受信信号を加算するパルスインバージョン法を用いて、超音波画像を生成する。
　まず、ステップＳ１において、送信部３は、互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスを、振動子アレイ２を介して同一の走査線上に複数回送信する。この際に、送信部３は、第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上にＮ回送信した後に、次の走査線上に第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組をＮ回送信する。ここで、Ｎは２以上の整数である。例えば、送信部３は、図６に示すように、各走査線Ｌ１、Ｌ２、Ｌ３、Ｌ４、Ｌ５上において、第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰを、交互に４回ずつ送信している。また、図６に示す例においては、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰ同士の時間間隔ＰＲＴ１と、時系列に隣り合う第２の超音波パルスＳＰ同士の時間間隔ＰＲＴ１は、互いに同一である。
　ステップＳ２において、受信部４は、ステップＳ１で被検体内に送信された第１の超音波パルスＦＰと第２の超音波パルスＳＰに基づいて被検体内で発生した超音波エコーを受信した振動子アレイ２から出力される信号により、受信信号を取得する。
　続くステップＳ３において、直交検波部５は、ステップＳ２で取得された受信信号に対して定められた帯域ＦＢで直交検波を行うことにより、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する。この際に、直交検波部５は、例えば、図３および図４に示すように、基本波信号Ｅ１の信号強度および２次高調信号Ｅ２の信号強度と比較して、造影剤のバブルに起因する非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の信号強度が相対的に大きくなるように、且つ、基本波信号Ｅ１の信号強度と、２次高調波信号Ｅ２およびバブル信号Ｅ３を含む非線形信号の信号強度とが互いに近い値を有するように、直交検波の帯域ＦＢを設定し、この帯域ＦＢにおいて直交検波を実行する。
　また、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号列と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号列は、互いに極性の異なる位相を有している。例えば、第１の超音波パルスＦＰが正の位相を有し、第２の超音波パルスＳＰが負の位相を有している場合に、図７に示すように、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号Ｐ１、Ｐ３、Ｐ５、Ｐ７、Ｐ９、Ｐ１１を含むＩＱ信号列Ｃ１は、正の位相を有し、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号Ｐ２、Ｐ４、Ｐ６、Ｐ８、Ｐ１０、Ｐ１２を含むＩＱ信号列Ｃ２は、負の位相を有する。
　続くステップＳ４において、バブル信号らしさ算出部６は、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を用いて、バブル信号らしさを表す指標を算出する。例えば、バブル信号らしさ算出部６は、ステップＳ３で得られたＩＱ信号により下記式（１）に示すように自己相関ＶＴを算出し、下記式（２）に示すようにＩＱ信号のパワーＰＴを算出し、さらに、算出された自己相関ＶＴおよびパワーＰＴを用いて下記式（３）に示すように、バブル信号らしさとして、分散値ＶＳを算出する。
　　ＶＴ＝［Σ（Ｐｊ＋１・Ｐ＊ ｊ）］／（２ｎ－１）　　（ｊ＝１，２，・・・，２ｎ－１）・・・（１）
　　ＰＴ＝（Σ｜Ｐｋ｜２）／（２ｎ）　　（ｋ＝１，２，・・・，２ｎ）・・・（２）
　　ＶＳ＝１－（｜ＶＴ｜／ＰＴ）　　・・・（３）
　ここで、数式（１）および（２）におけるｎは自然数である。また、ＩＱ信号の自己相関とは、時系列に異なる２つのＩＱ信号のうち、時系列において後のＩＱ信号と、時系列において前のＩＱ信号の複素共役との積により計算されるものである。
　また、バブル信号らしさの指標値は、信号の大小によらない規格化された値であることが望ましい。規格化の方法については特に限定しないが、ここでは最も単純な方法として、ＰＴで｜ＶＴ｜を除し、バブル信号らしさの指標値が０から１の範囲に値を有するように、指標値を規格化している。後述する他の指標値の例についても、同様の考えに基づき規格化を行っている。
　このようにして算出された分散値ＶＳが、バブル信号らしさを表す指標値として用いられることができる理由について説明する。
　まず、ステップＳ３で得られたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において、図３および図４に示すような２次高調波信号Ｅ２と造影剤のバブルに起因するバブル信号Ｅ３を含む非線形信号の影響が比較的小さく、基本波信号Ｅ１およびＥ４が支配的である場合には、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２は、例えば、図８に示すようなＩＱ信号により構成される。ここで、図８には、超音波エコーにおいて造影剤のバブルの影響が無く、被検体の組織に起因する成分が支配的な場合のＩＱ信号が示されており、ＩＱ信号の例として、３つのＩＱ信号Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３が示されている。また、実際には、ＩＱ信号Ｐ１とＰ３は互いに異なる大きさおよび位相を有する信号であるが、説明のために、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は互いに等しいとする。
　図８に示すように、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は、例えば、基本波信号Ｅ１に対応する基本波ベクトルＧ１と、被検体の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２等の高次の高調波信号に対応する非線形信号ベクトルＨ１の和で表され、ＩＱ信号Ｐ２は、基本波信号Ｅ４に対応する基本波ベクトルＧ２と高次の高調波信号に対応する非線形信号ベクトルＨ２との和で表される。ここで、高次の高調波信号の信号強度は、基本波信号Ｅ１の信号強度に対して、例えば１０分の１以下のオーダーを有する等、非常に小さく、非線形信号ベクトルＨ１およびＨ２の大きさは、基本波ベクトルＧ１およびＧ２の大きさと比較して非常に小さい。
　そのため、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は、概ね基本波ベクトルＧ１に等しく、ＩＱ信号Ｐ２は、概ね基本波ベクトルＧ２に等しい。このように、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において基本波信号Ｅ１およびＥ４が支配的である場合には、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２のランダム性が低い。また、この際に、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は、ＩＱ信号Ｐ２の位相からＩＱ信号Ｐ１の位相を減じた位相差ＤＡ１と、ＩＱ信号Ｐ３の位相からＩＱ信号Ｐ２の位相を減じた位相差ＤＡ２は、概ね１８０度近傍の値となる。
　そのため、例えば、下記式（４）に示すように、数式（１）中に現れる時系列に隣り合うＩＱ信号同士の自己相関を自己相関ベクトルＶＴｊとすると、自己相関ベクトルＶＴｊは、図９に示すように、概ね１方向に向かって延びるベクトルとなる。ここで、図９においては、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ２に基づいて算出された自己相関ベクトルＶＴ１と、ＩＱ信号Ｐ２およびＰ３に基づいて算出された自己相関ベクトルＶＴ２が示されており、自己相関ベクトルＶＴ１およびＶＴ２は、それぞれ１８０度近傍の位相ＤＡ１およびＤＡ２を有している。
　　ＶＴｊ＝Ｐｊ＋１・Ｐ＊ ｊ　　（ｊ＝１，２，・・・，２ｎ－１）・・・（４）
　このような場合には、数式（１）に示される自己相関ＶＴの絶対値と数式（２）に示されるパワーＰＴの絶対値との比が、概ね１に等しくなるため、数式（３）に示される分散ＶＳは、ゼロの近傍の値となる。
　次に、ステップＳ３で得られたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において、造影剤のバブルに起因する非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の影響が比較的大きい場合には、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２は、例えば、図１０に示すようなＩＱ信号により構成される。ここで、造影剤のバブルに起因するバブル信号Ｅ３の信号強度は、組織に起因する２次高調波信号Ｅ２の信号強度と比べて比較的強いため、図３および図４に示すような帯域ＦＢにおいて直交検波がなされることにより、例えば、基本波信号Ｅ１および２次高調波信号Ｅ２の信号強度に対して同程度もしくはそれ以上の信号強度を有するバブル信号Ｅ３を含む、ＩＱ信号が得られる。このようなＩＱ信号の例として、図１０には、ＩＱ信号Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３が示されている。図８と同様に、実際には、ＩＱ信号Ｐ１とＰ３は互いに異なる大きさおよび位相を有する信号であるが、説明のために、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は互いに等しいとする。
　図１０に示すように、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は、例えば、基本波信号Ｅ１に対応する基本波ベクトルＧ１と、２次高調波信号Ｅ２およびバブル信号Ｅ３を含む非線形信号に対応する非線形信号ベクトルＨ１の和で表され、ＩＱ信号Ｐ２は、基本波信号Ｅ４に対応する基本波ベクトルＧ２と２次高調波信号Ｅ２およびバブル信号Ｅ３を含む非線形信号に対応する非線形信号ベクトルＨ２との和で表される。図１０に示す例では、基本波ベクトルＧ１の大きさと非線形信号ベクトルＨ１の大きさとの比、および、基本波ベクトルＧ２の大きさと非線形信号ベクトルＨ２の大きさとの比は、概ね１に等しい。
　このような場合には、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ３は、基本波ベクトルＧ１から大きくずれた信号であり、ＩＱ信号Ｐ２は、基本波ベクトルＧ２から大きくずれた信号である。このように、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において基本波信号Ｅ１およびＥ４が支配的ではなく、非線形信号が比較的大きい場合には、ＩＱ信号のランダム性が高い。また、この際に、ＩＱ信号Ｐ２の位相からＩＱ信号Ｐ１の位相を減じた位相差ＤＡ１と、ＩＱ信号Ｐ３の位相からＩＱ信号Ｐ１の位相を減じた位相差ＤＡ２は、例えば、９０度近傍の値または２７０度近傍の値等の、１８０度から離れた値となる。
　そのため、数式（４）に示す自己相関ベクトルＶＴｊは、例えば図１１に示すように、概ね反対方向に向かって延びるベクトルとなる。ここで、図１１においては、ＩＱ信号Ｐ１およびＰ２に基づいて算出された自己相関ベクトルＶＴ１と、ＩＱ信号Ｐ２およびＰ３に基づいて算出された自己相関ベクトルＶＴ２が示されており、自己相関ベクトルＶＴ１は、９０度近傍の位相を有しており、ＶＴ２は、２７０度近傍の位相を有している。
　このような場合には、数式（１）に示される自己相関ＶＴの計算において、数式（４）に示される自己相関ベクトルＶＴｊが概ね相殺されるため、数式（３）に示される分散ＶＳは、１の近傍の値となる。
　したがって、分散ＶＳの値が１に近づくほど、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２のランダム性が高くなり、すなわち、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において造影剤のバブルに起因するバブル信号Ｅ３の影響が大きくなるため、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が造影剤のバブルに起因する信号らしいことがわかる。また、分散ＶＳの値がゼロに近づくほど、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２のランダム性が低くなり、すなわち、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において造影剤のバブルに起因するバブル信号Ｅ３の影響が小さくなり、基本波信号Ｅ１およびＥ４の影響が大きくなるため、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいことがわかる。
　ここで、自己相関ＶＴは、時間的に互いに隣接するＩＱ信号対の一方と、他方の複素共役との積により求められるが、これらのＩＱ信号に含まれるバブル信号Ｅ３の信号強度が基本波信号Ｅ１および２次高調波信号Ｅ２の信号に対して同程度もしくはそれ以上である場合には、このような積の計算において、複素共役となる、第１の超音波パルスＦＰからの超音波エコーに対応する第１のＩＱ信号と第２の超音波パルスＳＰからの超音波エコーに対応する第２のＩＱ信号とが交互に入れ替わることにより、算出される位相差ＤＡｊが１８０度から交互に離れた値を有するという性質が得られている。このような場合には、つまり、自己相関ＶＴを算出する際に、積が計算される第１のＩＱ信号と第２のＩＱ信号の順番が周期的に入れ替われば同様の性質が得られるため、ＩＱ信号Ｐｊ＋3とＰｊおよびＰｊ＋5とＰｊ等から算出される自己相関でも、同様の結果を得ることができる。
　このようにして、ステップＳ４でバブル信号らしさが算出されると、続くステップＳ５において、パルスインバージョン加算部７は、ステップＳ３で取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２を用いて、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波信号Ｅ１およびＥ４が除去された加算信号を取得する。
　例えば、パルスインバージョン加算部７は、図１２に示すように、互いに時系列に隣り合い且つ互いに極性の異なるＩＱ信号を加算することにより、加算信号ａ１，ａ２，ａ３，ａ４，ａ５，ａ６およびｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４，ｂ５を算出する。この際に、パルスインバージョン加算部７は、例えば、下記式（５）を用いて加算信号ａ１，ａ２，ａ３，ａ４，ａ５，ａ６を算出し、下記式（６）を用いて加算信号ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４，ｂ５を算出する。
　　ａｍ＝Ｐ２ｍ－１＋Ｐ２ｍ　　（ｍ＝１，２，・・・，ｎ）・・・（５）
　　ｂｑ＝Ｐ２ｑ＋Ｐ２ｑ＋１　　（ｑ＝１，２，・・・，ｎ－１）・・・（６）
　続くステップＳ６において、非線形信号情報算出部８は、ステップＳ５で算出された加算信号ａｍおよびｂｑを用いて、被検体の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２および被検体に導入された造影剤のバブルに起因する非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３を含む非線形信号のパワーおよび速度ベクトルの少なくとも一方を算出する。例えば、非線形信号情報算出部８は、下記式（７）を用いてバブル信号Ｅ３のパワーＰＢを算出し、下記式（８）を用いてバブル信号Ｅ３の速度ＶＢを算出することができる。
　　ＰＢ＝［Σ｜ａｍ｜２＋Σ｜ｂｑ｜２］／（２ｎ－１）
　　　（ｍ＝１，２，・・・，ｎ、　ｑ＝１，２，・・・，ｎ－１）・・・（７）
　　ＶＢ＝［Σ（ａｒ＋１・ａ＊ ｒ）＋Σ（ｂｔ＋１・ｂ＊ ｔ）］／（２ｎ－３）
　　　（ｒ＝１，２，・・・，ｎ－２、　ｔ＝１，２，・・・，ｎ－３）・・・（８）
　続くステップＳ７において、画像生成部９は、ステップＳ６で算出された非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢのうち少なくとも一方と、ステップＳ４で算出されたバブル信号らしさに基づいて超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１１に表示する。例えば、画像生成部９は、図１３に示すように、ステップＳ６で算出された非線形信号のパワーＰＢの値を明度変化により表し、バブル信号らしさの指標値を色Ｂの彩度変化により表す、いわゆるカラーマップにより超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１１に表示することができる。図１３に示す例では、パワーＰＢの値が大きくなるほど明度が大きくなり、バブル信号らしさの指標値が大きくなるほど色Ｂの彩度が高くなっている。
　このようにして、本発明の実施の形態に係る超音波診断装置１の動作が終了する。
　以上から、本発明の実施の形態１に係る超音波診断装置１によれば、バブル信号らしさ算出部６が、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２から求めた自己相関ＶＴに基づいてバブル信号らしさを算出するため、被検体の組織に起因する信号と、被検体に導入された造影剤のバブルに起因する信号とを容易に且つ短時間に区別することができる。
　さらに、算出されたバブル信号らしさの指標値と、非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢのうち一方とに基づいて超音波画像を生成し、この超音波画像を表示部１１に表示するため、ユーザが、被検体に導入された造影剤のバブルに起因する信号を容易に把握することができる。
　なお、実施の形態において、バブル信号らしさ算出部６は、数式（３）に示す分散ＶＳをバブル信号らしさの指標値として算出しているが、ＩＱ信号列に基づいて算出された自己相関ＶＴを用いた指標値であれば、これに限定されない。例えば、バブル信号らしさ算出部６は、下記式（９）に示すように、数式（３）中に現れる｜ＶＴ｜／ＰＴを用いて分散値ＶＸを計算することにより、分散値ＶＸをバブル信号らしさとして算出することができる。この場合には、分散値ＶＸが１に近づくほど、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいと判断することができ、分散値ＶＸがゼロに近づくほど、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が造影剤のバブルに起因する信号らしいと判断することができる。
　　ＶＸ＝｜ＶＴ｜／ＰＴ　　・・・（９）
　また、例えば、バブル信号らしさ算出部６は、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２において、互いに時系列に隣り合うＩＱ信号の位相差の分散値を、バブル信号らしさとして算出することもできる。例えば、下記式（１０）に示すように、ＩＱ信号Ｐｋの実部をＸｋ、虚部をＹｋとすると、互いに時系列に隣り合うＩＱ信号の位相差ＤＡｊは、下記式（１１）で表される。ここで、下記式（１０）におけるｉは、虚数単位を表す。
　　Ｐｋ＝Ｘｋ＋ｉＹｋ　　（ｋ＝１，２，・・・，２ｎ）・・・（１０）
　　ＤＡｊ＝ｔａｎ－１［（Ｙｊ＋１Ｘｊ－Ｘｊ＋１Ｙｊ）／（Ｘｊ＋１Ｘｊ＋Ｙｊ＋１Ｙｊ）］　　（ｊ＝１，２，・・・，２ｎ－１）・・・（１１）
　さらに、バブル信号らしさ算出部６は、下記式（１２）に示すように、数式（１１）により算出された位相差ＤＡｊの分散値ＶＳ１をバブル信号らしさの指標値として算出することができる。ここで、下記式（１２）におけるＥ（ＤＡｊ）は、位相差ＤＡｊの算術平均である。図９に示すように、非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の影響が小さい場合には、それぞれのＤＡｊは概ね互いに等しくなるため、ＶＳ１はゼロに近づく。一方、図１１に示すように、非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の影響が大きい場合には、ＤＡｊとＤＡｊ＋１は互いに離れた値となるため、ＶＳ１はゼロよりも有意に大きな値となる。よって、分散値ＶＳ１が１に近づくほど、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が造影剤のバブルに起因する信号らしいと判断することができ、分散値ＶＳ１がゼロに近づくほど、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいと判断することができる。また、自己相関ＶＴと同様の考え方により、Ｐｊ＋3とＰｊおよびＰｊ＋5とＰｊ等から算出される位相差でも同様の結果を得ることができる。
　　ＶＳ１＝１－［Ｅ（ＤＡｊ）２／｛ΣＤＡｊ ２／（２ｎ－１）｝］　　（ｊ＝１，２，・・・、２ｎ－１）・・・（１２）
　また、例えば、バブル信号らしさ算出部６は、下記式（１３）に示すように、数式（１２）中に現れる分散値ＶＸ１を、バブル信号らしさとして算出することもできる。この場合には、分散値ＶＸ１が１に近づくほど、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいと判断することができ、分散値ＶＸ１がゼロに近づくほど、造影剤のバブルに起因する信号らしいと判断することができる。
　　ＶＸ１＝［Ｅ（ＤＡｊ）２／｛ΣＤＡｊ ２／（２ｎ－１）｝］　　（ｊ＝１，２，・・・、２ｎ－１）・・・（１３）
　また、例えば、バブル信号らしさ算出部６は、下記式（１４）に示すように、直交検波部５により取得さえたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２の振幅の分散値ＶＳ２を、バブル信号らしさの指標値として算出することができる。ここで、下記式（１４）におけるＥ（｜Ｐｋ｜）は、ＩＱ信号Ｐｋの絶対値すなわち振幅の算術平均である。図８に示すように、非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の影響が小さい場合には、それぞれの｜Ｐｋ｜は概ね互いに等しくなるため、ＶＳ２はゼロに近づく。一方、図１０に示すように、非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３の影響が大きい場合には、｜Ｐｋ｜と｜Ｐｋ＋１｜は互いに離れた値となるため、ＶＳ２はゼロよりも有意に大きな値となる。よって、分散値ＶＳ２が１に近づくほど、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が造影剤のバブルに起因する信号らしいと判断することができ、分散値ＶＳ２がゼロに近づくほど、ＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいと判断することができる。
　　ＶＳ２＝１－［Ｅ（｜Ｐｋ｜）２／｛Σ｜Ｐｋ｜２／（２ｎ－１）｝］　　（ｋ＝１，２，・・・，２ｎ）・・・（１４）
　また、例えば、バブル信号らしさ算出部６は、下記式（１５）に示すように、数式（１４）中に現れる分散値ＶＸ２を、バブル信号らしさの指標値として算出することもできる。この場合には、分散値ＶＸ２が１に近づくほど、直交検波部５により取得されたＩＱ信号列Ｃ１およびＣ２が被検体の組織に起因する信号らしいと判断することができ、分散値ＶＸ２がゼロに近づくほど、造影剤のバブルに起因する信号らしいと判断することができる。
　　ＶＸ２＝［Ｅ（｜Ｐｋ｜）２／｛Σ｜Ｐｋ｜２／（２ｎ－１）｝］　　（ｋ＝１，２，・・・，２ｎ）・・・（１５）
　また、実施の形態において画像生成部９により生成される超音波画像の表示例として、図１３に示すような、バブル信号Ｅ３のパワーＰＢの値とバブル信号らしさとに基づく超音波画像を示しているが、画像生成部９により生成される超音波画像は、これに限定されない。例えば、画像生成部９は、図１３に示す超音波画像の表示例において、バブル信号らしさの指標値が一定の値よりも大きい箇所のみ色Ｂを用いて表示し、バブル信号らしさの指標値が一定の値よりも小さい箇所については色Ｂを用いた表示を行わないで、パワーＰＢの値をグレースケールにより表示することができる。
　また、画像生成部９は、例えば、図１４に示すように、被検体の組織に起因する２次高調波信号Ｅ２および被検体に導入された造影剤のバブルに起因する非線形な信号からなるバブル信号Ｅ３を含む非線形信号の速度ＶＢの位相の極性に応じて色Ｂ１および色Ｂ２の一方を選択し、パワーＰＢの値を明度変化により表し、バブル信号らしさの指標値を色Ｂ１および色Ｂ２の彩度変化により表した超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１１に表示することができる。図１４に示す例では、パワーＰＢの値が大きくなるほど明度が大きくなり、速度ＶＢの位相が正の領域においては、バブル信号らしさの指標値が大きくなるほど色Ｂ１の彩度が高くなり、速度ＶＢの位相が負の領域においては、バブル信号らしさの指標値が大きくなるほど色Ｂ２の彩度が高くなっている。
　また、画像生成部９は、例えば、非線形信号の速度ＶＢの位相の値とバブル信号らしさの指標値とに基づいて超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１１に表示することもできる。例えば、この際に、画像生成部９は、図１４に示す例と同様に、速度ＶＢの位相の極性に応じて色Ｂ１および色Ｂ２の一方を選択し、速度ＶＢの位相の絶対値を明度変化により表し、バブル信号らしさの指標値を色Ｂ１および色Ｂ２の彩度変化により表した超音波画像を生成することができる。
　また、画像生成部９は、非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢのうち少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成し、生成した超音波画像を表示部１１に表示することもできる。例えば、画像生成部９は、図示しないが、パワーＰＢが大きいほど明度が大きくなるようなグレースケールにより超音波画像を生成することができる。
　また、画像生成部９は、非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢのうち少なくとも一方に基づいて超音波画像を生成する場合に、バブル信号らしさの指標値を超音波画像に重畳して、または、並べて表示部１１に表示することができる。この際に、例えば、画像生成部９は、図示しないが、操作部１４を介してユーザにより指定された超音波画像上の位置に対応するバブル信号らしさの指標値を、表示部１１に表示することができる。また、この際に、例えば、操作部１４を介してユーザが操作することができるカーソルを表示部１１に表示させておき、このカーソルにより、操作部１４を介してユーザが超音波画像上の位置を指定することができる。
　なお、超音波診断装置１に表示部１１とは異なるディスプレイを設け、このディスプレイにバブル信号らしさの指標値を表示することもできる。
　また、図示しないが、超音波画像装置１にＢモード画像を生成するためのＢモード処理部を設けることにより、被検体の断層画像を表すＢモード画像上に、非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢ、ならびに、バブル信号らしさを画像化して表示部１１に重畳表示させることができる。また、被検体の断層画像を表すＢモード画像に並べて、非線形信号のパワーＰＢおよび速度ＶＢ、ならびに、バブル信号らしさを画像化して表示部１１に表示させることもできる。
　また、実施の形態において、パルスインバージョン加算部７は、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算しているが、時系列に隣り合わない任意の組み合わせにより、第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号とを加算することもできる。しかしながら、時系列に隣り合う第１の超音波パルスＦＰに対応するＩＱ信号と、第２の超音波パルスＳＰに対応するＩＱ信号を加算する方が、被検体の組織の動きの影響が少ないため、好ましい。
　また、パルスインバージョン加算部７は、数式（５）を用いて加算信号ａｍを算出し、数式（６）を用いて加算信号ｂｑを算出しているが、加算信号ａｍおよびｂｑのうち、一方のみを算出することもできる。
１　超音波診断装置、２　振動子アレイ、３　送信部、４　受信部、５　直交検波部、６　バブル信号らしさ算出部、７　パルスインバージョン加算部、８　非線形信号情報算出部、９　画像生成部、１０　表示制御部、１１　表示部、１２　装置制御部、１３　格納部、１４　操作部、１５　プロセッサ、１６　増幅部、１７　ＡＤ変換部、１８　ビームフォーマ、ａ１，ａ２，ａ３，ａ４，ａ５，ａ６，ｂ１，ｂ２，ｂ３，ｂ４，ｂ５　加算信号、Ｂ，Ｂ１，Ｂ２　色、Ｃ１，Ｃ２　ＩＱ信号列、ＤＡ１，ＤＡ２　位相差、Ｅ１，Ｅ４　基本波信号、Ｅ２　２次高調波信号、Ｅ３　バブル信号、ＦＢ　帯域、ＦＰ　第１の超音波パルス、Ｇ１，Ｇ２　基本波ベクトル、Ｈ１，Ｈ２　非線形信号ベクトル、ＶＴ１，ＶＴ２　自己相関ベクトル、Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３，Ｌ４，Ｌ５　走査線、Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５，Ｐ６，Ｐ７，Ｐ８，Ｐ９，Ｐ１０，Ｐ１１，Ｐ１２　ＩＱ信号、ＰＲＴ１　時間間隔、ＳＰ　第２の超音波パルス。

Claims (9)

  1. 　振動子アレイと、
    　前記振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させる送信部と、
    　前記被検体内において発生した超音波エコーを受けた前記振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得する受信部と、
    　前記受信部により取得された前記受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得する直交検波部と、
    　前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列を用いて、前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された画像信号を取得するパルスインバージョン加算部と、
    　前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列に基づいてバブル信号らしさを算出するバブル信号らしさ算出部と、
    　前記バブル信号らしさ算出部により算出された前記バブル信号らしさと前記パルスインバージョン加算部により取得された前記画像信号とに基づいて超音波画像を生成する画像生成部と
    　を備えた超音波診断装置。
  2. 　前記バブル信号らしさ算出部は、前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列から自己相関を求め、求められた前記自己相関に基づいて前記バブル信号らしさを算出する請求項１に記載の超音波診断装置。
  3. 　前記バブル信号らしさ算出部は、前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列から位相差の分散値を算出し、算出された前記位相差の分散値を用いて前記バブル信号らしさを算出する請求項１に記載の超音波診断装置。
  4. 　前記バブル信号らしさ算出部は、前記直交検波部により取得された前記ＩＱ信号列から振幅の分散値を算出し、算出された前記振幅の分散値を用いて前記バブル信号らしさを算出する請求項１に記載の超音波診断装置。
  5. 　前記パルスインバージョン加算部により取得された前記画像信号から非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方を算出する非線形信号情報算出部をさらに備える請求項１～４のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  6. 　前記画像生成部は、前記非線形信号情報算出部により算出された前記非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方に基づいて前記超音波画像を生成する請求項５に記載の超音波診断装置。
  7. 　前記画像生成部は、前記非線形信号情報算出部により算出された前記非線形信号のパワーおよび速度の少なくとも一方と前記バブル信号らしさ算出部により算出された前記バブル信号らしさとに基づいたカラーマップにより前記超音波画像を生成する請求項６に記載の超音波診断装置。
  8. 　前記超音波画像を表示する表示部をさらに備える請求項１～７のいずれか一項に記載の超音波診断装置。
  9. 　振動子アレイから被検体内に互いに位相を反転させた第１の超音波パルスと第２の超音波パルスの組を同一の走査線上に少なくとも２回以上のＮ回送信させ、
    　前記被検体内において発生した超音波エコーを受けた前記振動子アレイから出力される信号により受信信号を取得し、
    　取得された前記受信信号に対して定められた帯域で直交検波を行うことにより前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号列と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号列を取得し、
    　取得された前記ＩＱ信号列を用いて前記第１の超音波パルスに対応するＩＱ信号と前記第２の超音波パルスに対応するＩＱ信号を加算することにより基本波成分が除去された画像信号を取得し、
    　取得された前記ＩＱ信号列に基づいてバブル信号らしさを算出し、
    　算出された前記バブル信号らしさと、取得された前記画像信号とに基づいて超音波画像を生成する
    　超音波診断装置の制御方法。
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