JP2005319177A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】生体内からの非線形信号を高感度かつ高ペネトレーションで得ることが可能な超音波診断装置である。
【解決手段】本超音波診断装置は、低音圧用の造影剤を用いるコントラストハーモニック映像装置であり、造影剤注入下で同一の走査線に複数回、振幅や位相変調した超音波を送信して得られた複数の超音波エコーから、少なくとも２つの異なる中心周波数および帯域幅でのフィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理を施すフィルタ手段により非線形信号を抽出し、得られる信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する手段を有するものであり、基本周波数帯域での非線形信号を抽出することにより低音圧でありながら深部までＳＮ比のよい映像を得ることが出来る。
【選択図】 図１

Description

本発明は、生体もしくは超音波造影剤からの非線形信号を利用した超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、超音波パルス反射法により体表から生体内の軟組織の断層像を無侵襲に得ることができ、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ診断装置、核医学診断装置などの他の診断装置に比べて、小型で安価、リアルタイム表示が可能、Ｘ線などの被爆がなく安全性が高い、血流イメージングが可能等の特長を有している。この様な利便性から、現在では心臓、腹部、泌尿器、および産婦人科などで広く利用されている。

この超音波画像診断装置においては、種々の撮影法が存在する。その代表的なものの一つに、コントラストエコー法と称される撮影手法がある。このコントラストエコー法は、被検体の血管内に微小気泡（マイクロバブル）等からなる超音波造影剤を投与することで、超音波散乱エコーの増強を図るものである。

また、近年、経静脈的投与が可能な超音波造影剤が開発され、この造影剤に適した撮影方法が開発されている。例えば、フィルタ法（一の走査線につき送信された１回のパルスに基づいて映像化する方法）（例えば特許文献１参照）、ドプラ法（一の走査線につき送信された２回以上の同位相パルスに基づいて映像化する方法）、フェーズインバージョン法（一の走査線につき送信された位相反転した２つのパルスに基づいて映像化する方法）（例えば特許文献２参照）、フェーズインバージョンドプラ法（一の走査線につき送信された位相の異なる３つ以上のパルスに基づいて映像化する方法）（例えば特許文献３参照）等である。

上記各方法にてコントラストエコー法を行う場合、従来ではＭＩ（Mechanical Index）値（最大ピーク負音圧を基準音圧１Mpaで正規化した値）を０．５以上とした中音圧或いは高音圧の超音波を送信している。これは、造影剤（バブル）をある程度崩壊させ、染影に寄与させるためである。例えば、一般的に広く利用されているSchering社の造影剤Levovistにおいては、ＭＩ値を０．８以上とした高音圧の超音波を送信しないと、適切に染影されない場合がある。

このような、高音圧による超音波送信、及びそれによって発生するバブルの崩壊は、映像化に多くの影響を及ぼす。例えば、高音圧の超音波が組織を伝播する場合、ハーモニック成分が発生する。ところが、上述したフィルタ法、フェーズインバージョン法は、この組織からのハーモニック成分（以下、ＴＨＩ成分）と、バブルからのハーモニック成分とを分離することができない。従って、フィルタ法、或いはフェーズインバージョン法にてバブルに基づく表示を行う場合には、コントラストが付きにくく、染影画像の中から血流と実質染影とを区別して表示することは困難である。

また、バブルの崩壊は、例えば一の走査線に対し二回以上の超音波を送信した場合、広帯域のエコー信号を発生させる。この広帯域のエコー信号は、疑似ドプラ信号と呼ばれ、基本波の組織及びＴＨＩ成分を抑制することで、映像化に利用することができる。

しかしながら、疑似ドプラ信号に基づくカラードプラ画像は、無数の折り返し点で構成された細い血管や実質内染影像となってしまい、正しい血流速度を表示した画像にはならない。これは、疑似ドプラ信号は、通常の血流からのドプラ信号とは異なり正しい血流方向を示していないことに起因する。従って、コントラストエコー法では、血流速度を表現するのに良好であるカラードプラ表示を使用することはなく、パワードプラ表示を使用する場合が殆どである。

そこで、これらの問題を解決するためにＭＩ値が０．１以下でも染影される超音波造影剤を用いて、好適なカラードプラ表示を実現可能なシステムが提案される（例えば特許文献４参照）。このシステムでは、ＭＩ値が低くＴＨＩ成分の発生が抑えられた状態において、造影剤からのハーモニック信号を抽出して、造影剤からのパワー信号、速度信号を計算する。このパワー信号、速度信号に基本波のBモード情報を加えた３つの信号から、造影前はBモード情報のみがグレースケール表示され、造影剤によって血管内の血流が染影されると方向によって赤あるいは青で表示され、組織内血流が染影されると緑で表示される。

しかしながら、この方式では、ＭＩ値が０．１以下という非常に弱い超音波を使用している点と、二次高調波信号を利用しているために周波数依存減衰の影響を大きく受ける点から、Ｓ/Ｎが不足しペネトレーションが悪い場合がある。

ところで、フェーズインバージョン法、フェーズインバージョンドプラ法で得られる信号は、原理的に偶数次数の高調波となる。そのため、フィルタ法およびフェーズインバージョン法、フェーズインバージョンドプラ法を用いてバブルの崩壊を伴わない条件下で利用できる非線形信号は、実用的には二次高調波信号である。二次高調波信号以外に利用できる高調波を考えた場合、フィルタ法では原理的には三次高調波も得られる。しかし、非常に広帯域のプローブが必要な点と、周波数依存減衰を大きく受けるという問題があり、ペネトレーションの改善という目的には合致しない。

しかし、一般に二次高調波を利用する方法では感度が低下してしまう。その解決策として、例えば基本波領域の非線形信号を利用する方法が提案されている。基本波領域の非線形信号を利用する方法としては、振幅を変えて送信パルスを２回送り受信信号をゲイン補正して差を取るという方法がある（例えば、特許文献５参照）。更に振幅と位相の双方を変える方法も提案されている（例えば、特許文献６参照）。また、チャープ信号を利用したパルス圧縮技術を利用して、二次高調波を感度良く得る方法が提案されている（例えば、特許文献７参照）。
米国特許第５,６７８,５５３号明細書 米国特許第５,６３２,２７７号明細書 米国特許第６,０９５,９８０号明細書 特開２００３−１０２７２６号公報 米国特許第５，５７７，５０５号明細書 米国特許第６，０６３，０３３号明細書 米国特許第６，２１３，９４７号明細書

従来の二次高調波を利用する際における感度低下に対する、基本波領域の非線形信号を利用する方法、振幅と位相の双方を変える方法、チャープ信号を利用したパルス圧縮技術を利用して、二次高調波を感度良く得る方法等の解決策においては、Bモードのような振幅情報を映像化するに留まっている。従って、コントラストエコー法において、基本波領域の非線形信号から血液等の速度情報を正確に取り出すことはできない。

さらに、コントラストエコー法に限らず、生体内からの非線形信号を高感度かつ高ペネトレーションで得ることが望まれる。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、生体内からの非線形信号を高感度かつ高ペネトレーションで得ることが可能な超音波診断装置を提供することを目的とする。

また、本発明の他の目的は、低ＭＩ値で超音波送信を行うコントラストエコー法において、高分解能と高ペネトレーションとを両立させて向上させることが可能な超音波診断装置を提供することである。

本発明に係る超音波診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、被検体に超音波を送信して生じた同一の走査線からの複数の共通の超音波エコーから前記超音波の振幅を変調して得られる非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られる非線形信号をそれぞれ抽出することが可能な送信パルスシーケンスに従って超音波を振幅および位相の少なくとも一方を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段と、前記超音波の振幅を変調して得られる非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られる非線形信号を前記複数の共通の超音波エコーから抽出する抽出手段と、前記非線形信号または所要の処理後の非線形信号に対して、少なくとも２つの異なる中心周波数および帯域幅でのフィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理を施すフィルタ手段と、前記フィルタ処理後あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られる信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る超音波診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項３に記載したように、超音波を振幅および位相の少なくとも一方を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段とを備え、前記超音波送信手段は、同一の走査線からの複数の共通の前記超音波エコーから前記超音波の振幅および位相を変調して得られた非線形信号、前記超音波の振幅を変調して得られた非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られた非線形信号の少なくとも２つの非線形信号を抽出することが可能な送信パルスシーケンスに従って超音波を送信するようにしたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る超音波診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項４に記載したように、超音波を振幅および位相を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段と、前記超音波の振幅および位相を変調して非線形信号を前記複数の超音波エコーから抽出する抽出手段と、前記非線形信号または所要の処理後の非線形信号に対して、少なくとも２つの異なる中心周波数および帯域幅でのフィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理を施すフィルタ手段と、前記フィルタ処理後あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られる信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段とを有することを特徴とするものである。

本発明に係る超音波診断装置においては、生体内からの非線形信号を高感度かつ高ペネトレーションで得ることができる。

また、低ＭＩ値で超音波送信を行うコントラストエコー法において、高分解能と高ペネトレーションとを両立させて向上させることができる。

本発明に係る超音波診断装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る超音波診断装置の実施の形態を示すブロック図であり、図２は図１に示す超音波診断装置１０の受信回路１７のブロック図、図３は図１に示す超音波診断装置１０の画像合成回路２７のブロック図である。

超音波診断装置１０は、超音波プローブ１３、送信回路１５、受信回路１７、Ｂモード処理系１９、カラードプラ処理系２１、Ｂモード処理系座標変換メモリ２３、カラードプラ処理系座標変換メモリ２５、画像合成回路２７、制御回路３１、表示モニタ３３、操作部３５を具備している。

超音波プローブ１３は、圧電セラミック等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。プローブ１３の先端に並列装備される複数の圧電振動子は、送信回路１５から印加された電圧パルスに基づいて超音波を発生する機能を有する一方、超音波エコーを受信して電気信号に変換する機能を有する。

送信回路１５は、パルス発生器、送信遅延回路、パルサを有し、プローブ１３に接続される。送信回路１５のパルス発生器は、例えば５ｋＨｚのレート周波数ｆｒ Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）でレートパルスを振幅変調（ＡＭ：Amplitude Modulation）、位相変調（ＰＭ：Phase Modulation）又はＡＭ及びＰＭさせて繰り返し発生する機能を有する。このレートパルスはチャンネル数に分配され、送信遅延回路に送られる。送信遅延回路は、超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を各レートパルスに与える機能を有する。なお、送信遅延回路には、図示してないトリガ信号発生器からのトリガがタイミング信号として供給される。パルサは、送信遅延回路からレートパルスを受けたタイミングでプローブ１３にチャンネル毎に電圧パルスを印加する。これにより超音波ビームを被検体に送信することができる。

受信回路１７は、図２に示すようにプリアンプ１７ａ、Ａ／Ｄ変換器１７ｂ、整相加算回路１７ｃ、ラインメモリ１７ｄ、ライン間演算回路１７ｅ、位相検波回路１７ｆ、エコーフィルタ１７ｇを直列に接続した構成であり、超音波プローブ１３から超音波エコーを受けてベースバンド信号を生成し、後段のＢモード処理系１９およびカラードプラ処理系２１に与える機能を有する。すなわち、超音波プローブ１３、送信回路１５により、超音波送信手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられ、超音波プローブ１３、受信回路１７により、超音波受信手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられる。

受信回路１７のプリアンプ１７ａは、プローブ１３を介して受信回路１７に取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に増幅してＡ／Ｄ変換器１７ｂに与える機能を有する。

Ａ／Ｄ変換器１７ｂは、プリアンプ１７ａから受けた増幅されたエコー信号をディジタル変換して整相加算回路１７ｃに与える機能を有する。

整相加算回路１７ｃは、Ａ／Ｄ変換器１７ｂから受けたディジタル信号としてのエコー信号に対して、整相加算処理を行ってＲＦ信号を生成する機能を有する。すなわち、整相加算回路１７ｃにおいて、受信指向性を決定するのに必要な遅延時間がエコー信号に与えられて加算される。この加算により、エコー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たエコー信号（ＲＦ信号）が生成される。この受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的な指向性（すなわち、「走査線」）が決定される。

ラインメモリ１７ｄは、複数回に亘る超音波の送受信により、整相加算回路１７ｃにおいて生成されたＲＦ信号を一時的に記憶する機能を有する。

ライン間演算回路１７ｅは、同一走査線から得られた複数のＲＦ信号をラインメモリ１７ｄから読み込んで、所要の受信フィルタ係数を乗じることにより非線形信号を生成する機能を有する。すなわち、被検体に送信される超音波はＡＭ、ＰＭあるいはＡＭおよびＰＭされるため、ＲＦ信号をゲイン補正すれば、同一走査線上からの複数の共通の各超音波エコーからＡＭ、ＰＭあるいはＡＭおよびＰＭによる非線形信号を生成することができる。

そして、所要の送信パルスシーケンスに従う超音波の送受信機能とライン間演算回路１７ｅによる非線形信号の生成機能とにより、複数の共通の各超音波エコーから複数の非線形信号を抽出する抽出手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられる。非線形信号の抽出方法（信号抽出方法）としては、ＡＭ、ＰＭ、ＡＭおよびＰＭによる非線形信号の抽出方法が挙げられる。そして、送信パルスシーケンスの設定やライン間演算回路１７ｅにおける処理により、少なくとも２つの異なる信号抽出方法で非線形信号が複数の共通の各超音波エコーから抽出することができるようにされる。

位相検波回路１７ｆは、ライン間演算回路１７ｅからＡＭあるいはＰＭによる非線形信号を受けて、ＡＭによる非線形信号に対しては概ね送信超音波の中心周波数で、ＰＭによる非線形信号に対しては概ね送信超音波の中心周波数の２倍の周波数で、それぞれミキシングしてベースバンド信号（Ｉ信号及びＱ信号）に変換する機能を有する。この際、ミキシングする周波数は、被検体の深さ、すなわち超音波プローブ１３の超音波送受波面から着目点までの距離に応じて変化される。

エコーフィルタ１７ｇは、帯域通過フィルタ（バンドパスフィルタ）であり、位相検波回路１７ｆにおいて生成されたベースバンド信号に対して、ＡＭおよびＰＭのそれぞれに対応させて独立に設定されたフィルタ係数を用いてフィルタ処理を実行する機能を有する。そして、エコーフィルタ１７ｇにより非線形信号であるベースバンド信号にフィルタ処理を施すフィルタ手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられる。フィルタ処理後のベースバンド信号は、Ｂモード処理系１９またはカラードプラ処理系２１に与えられる。

尚、ベースバンド信号に対するフィルタ処理の代わりに位相検波前のＲＦ信号に対してフィルタ処理と等価の処理を施すようにしてもよい。

一方、図１に示すように、Ｂモード処理系１９は、検波回路１９ａ、ＬＯＧ圧縮回路１９ｂ、ライン間合成回路１９ｃを有している。検波回路１９ａは、受信回路１７から出力されたベースバンド信号を検波し、Ｂモード像を構成する走査線毎のＢモード信号を求める機能を有する。ＬＯＧ圧縮回路１９ｂは、Ｂモード信号に対して対数変換による圧縮処理を施す機能を有する。

また、ライン間合成回路１９ｃは、ＡＭおよびＰＭにより生成された２つのＢモード信号を超音波の被検体内における深さに応じて重み付け加算する機能を有する。この際、被検体の深さが浅い部分ではＰＭにより生成されたＢモード信号の重みを大きくし、被検体の深さが深い部分ではＡＭにより生成されたＢモード信号の重みを大きくする。すなわち、ライン間合成回路１９ｃにより、非線形信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段としての機能が超音波診断装置１０のＢモード処理系１９に備えられる。

カラードプラ処理系２１は、ＣＴＢ（Corner Turning Buffer：）２１ａ、ウォールフィルタ２１ｂ、速度・分散・パワー推定回路２１ｃを有している。

ＣＴＢ２１ａは、受信回路１７から入力したベースバンド信号の時系列のデータ列を一時的に記憶する装置である。ＣＴＢ２１ａに記憶されたベースバンド信号のデータ列は、所定の順番にてウォールフィルタ２１ｂに出力される。

ウォールフィルタ２１ｂは、基本波成分および高調波成分のベースバンド信号から血流画像等のカラー画像生成に不要なノイズ成分を分離する機能を有する。

速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、位相の異なる複数のエコー信号に基づいて各信号間の相関を演算し、平均周波数を算出する回路である。この速度・分散・パワー推定回路２１ｃによって、カラードプラにおける血流速度・分散・パワー推定等が算出される。速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、抽出された基本波成分および高調波成分のベースバンド信号に基づいて、パワー像を構成する走査線毎のパワー信号、速度像を構成する走査線毎の速度信号を推定する機能を有する。

この際、速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、各信号抽出方法により得られた非線形信号ごとにパワー信号および速度信号を推定し、さらに推定したパワー信号および速度信号を超音波の被検体内における深さに応じて重み付け加算するようにされる。このため、ライン間合成回路１９ｃにより、非線形信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段としての機能が超音波診断装置１０のカラードプラ処理系２１に備えられる。

Ｂモード処理系座標変換メモリ２３、カラードプラ処理系座標変換メモリ２５は、Ｂモード処理系１９、或いはカラードプラ処理系２１から入力したＢモード信号、パワー信号、速度信号等の超音波スキャンの走査線信号列を、空間情報に基づいた直交座標系のデータに変換する機能を有する。

画像合成回路２７は、座標変換メモリ２３、２５から入力したそれぞれ画素毎のＢモード信号値Ｂ、パワー信号値Ｐ、速度信号値Ｖのうち、何れの信号値を表示画像の画素値として採用するかを決定し、決定した信号値の大きさに応じて所定の色及び輝度を割り当てる機能を有する。そして、この画像合成回路２７により、Ｂモード信号値から生成されるＢモード画像に、速度信号値から生成される速度表示画像およびパワー信号値から生成されるパワー表示画像の一方あるいは双方を合成する画像合成手段としての機能が超音波診断装置１０に備えられる。

画像合成回路２７は、図３に示すようにＴＦＤメモリ（Tissue/Flow Decision memory：組織／血流決定メモリ）２７ａ、マルチプレクサ２７ｂ、カラーマップメモリ２７ｃを有している。

ＴＦＤメモリ２７ａは、各画素のＢモード信号値Ｂ、パワー信号値Ｐ、速度信号値Ｖを入力し、所定の関数テーブルに基づいて、Ｂ、Ｐの何れを表示画像の画素値として使用するのかを決定する機能と、決定した画素毎の使用信号値情報を使用信号値情報として、マルチプレクサ２７ｂへと出力する機能を有する。

マルチプレクサ２７ｂは、ＴＦＤメモリ２７ａによって決定された、画素毎の使用信号値情報に基づいて、画素毎にＢモード信号値Ｂ、パワー信号値Ｐ、速度信号値Ｖの何れかを選択的に後段の装置に対して出力するスイッチとしての機能を有する。

カラーマップメモリ２７ｃは、信号値毎に割り振られたカラーマップを記憶するメモリとしての機能と、マルチプレクサ２７ｂから入力した画素毎の信号値に応じて所定の色及び輝度を割り当てることで、Ｂモード信号、パワー信号、速度信号から構成される合成画像を生成し、表示モニタへと出力する機能を有する。

一方、図１において、制御回路３１は、システム全体の制御中枢として、本超音波診断装置の動作に関する制御を行う機能を有する。

表示モニタ３３は、ＣＲＴ等からなるモニタであり、入力したビデオ信号に基づいて被検体組織形状を表す断層像を表示する機能を有する。この表示モニタ３３には、画像合成回路２７によって生成された、Ｂモード信号、パワー信号、速度信号からなる合成画像が表示される。

操作部３５は、装置本体２２に接続され、オペレータからの各種指示・命令・情報を装置本体２２にとりこむための、関心領域（ＲＯＩ）の設定などを行うための入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）が設けられる。

次に、超音波診断装置１０によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理について説明する。この一連の処理によって、造影剤を使用して、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができ、また、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別することができる超音波画像を表示することができる
図４は、図１に示す超音波診断装置１０によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理を説明するためのフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。また、図５は、図１に示す超音波診断装置１０によって振幅変調と位相変調とを同時に行って超音波を送受信して処理する方法を説明する図である。

まず、ステップＳ１において、超音波造影剤が予め被検体に注入される。超音波造影剤としては、被検体に送信される超音波のＭＩ（Mechanical Index：機械的指標）値が０．１程度の低音圧であっても、その反射波（反射エコー）に含まれる非線形信号が比較的大きな強度で得られる造影剤、言い換えれば、被検体を診断するのに十分な非線形信号を受信可能な造影剤が使用される。具体的には、Bracco社のSonoVue 等の造影剤を使用することができる。

本発明者は、この様な造影剤を例えばＭＩが０．１程度の低音圧で使用した場合、次のような利点があることを見出した。第１に、バブルの崩壊が少ないため、高いＭＩ値で送信した場合と比較した場合、血流方向を正しく示さない疑似ドプラ信号の発生を少なくすることができる。一の走査線に対し二回以上の超音波を送信する場合のバブルの崩壊は、疑似ドプラ信号の原因となるからである。

第２に、ＭＩが０．１程度の低音圧であれば、組織からのハーモニック成分（ＴＨＩ成分）をごく僅かに抑えることができる。これは、ＴＨＩ成分は、伝播における超音波の波形の歪みに基づく非線形性によって発生するが、低音圧であれば、伝播における超音波の波形の歪みが少ないためある。

次に、ステップＳ２において、振幅変調(ＡＭ)と位相変調(ＰＭ)を同時に行えるような所定の送信パルスシーケンスで複数回に亘って超音波が被検体に照射される。すなわち、送信回路１５から同一の走査線に対して所定の時間間隔（ＰＲＦ：Pulse Repetition frequency：パルス繰り返し周波数）で超音波プローブ１３にパルス信号が与えられ、超音波プローブ１３から被検体に例えば３回に亘って超音波パルスの送信が行われる。

ここで、各超音波パルスの送信電圧（振幅）の比率をａ０，ａ１，ａ２とし、位相が１８０°異なることを正負の符号で送信順に数列として送信パルスシーケンスを表記すると、例えば送信回路１５から中心周波数f0で[ａ０，ａ１，ａ２]＝[−０．５、−１、１]という送信パルスシーケンスで３回の送信が行われる。

つまり、一の走査線に対し１回目は比率が０．５の電圧（例えばＭＩ=０．０５となる電圧）、２回目および３回目は比率が1の電圧（例えばＭＩ＝０．１となる電圧）とし、１回目および２回目の位相を同一、３回目の位相が１回目および２回目の位相に対して１８０°異なるような超音波パルスが送信される。

図５（ａ）は、振幅変調と位相変調とを同時に行って超音波を送受信し、Ｂモード処理系１９によりＢモード信号Ｂを生成する場合における処理手順を示す図である。図５（ａ）に送信回路１５から超音波プローブ１３与えられる送信パルスシーケンスＰＳを示す。

一連のパルスは駆動電圧のみが異なり、それ以外の条件は同一である。なお、送信周波数は、生体での周波数依存減衰を考慮したプローブ帯域内の最も感度の取れる周波数にする。従って、この場合、送信回路１５は、少なくとも２つの異なる電圧で超音波パルスを送信できることが必要である。

なお、超音波の送信において電圧制御によって送信超音波の振幅を変調するのみならず、各超音波送信において印加する電圧を一定とし、超音波プローブ１３の使用するチャンネル数を制御することで、送信する超音波の振幅を制御する構成であってもよい。例えば、振動素子が一次元状に配列された超音波プローブ１３で［−０．５，−１，１］の送信を行う場合、−０．５の送信で使用するチャンネル数の比を１の送信で使用するチャンネル数の半分にする。

つまり、［−０．５，−１，１］の３回の送信に代わりに[ａ０，ａ１，ａ２，ａ３]＝［−０．５偶，−０．５奇、−１全，１全］の４回の送信を行ってもよい。たたし、[]内の偶は、送信開口内の超音波振動子の偶数番目の素子（チャンネル）のみを駆動することを意味し、[]内の奇は、送信開口内の超音波振動子の奇数番目の素子のみを駆動することを意味する。また、[]内の全は、送信開口内の全ての超音波振動子を駆動することを意味する。

図６は、図１に示す超音波診断装置１０により超音波プローブ１３の使用するチャンネル数を制御することにより送信超音波の振幅を変調する方法を説明する図であり、図７は、図６に示す超音波プローブ１３の使用するチャンネル数を制御する方法で超音波を送信する場合における送信パルスシーケンスの一例を示す図である。

図６に示すようなチャンネル制御により、同じ駆動電圧で、図７に示すような送信パルスシーケンスＰＳ’による音圧０．５と１の比率の送信パルスを発生することができる。さらに、電圧制御では、印加電圧とその出力としての送信超音波との間に、電子回路の非線形性のために線形性が保てない場合があるが、この様にチャンネル数制御によれば、高い線形性による制御を実現することができる。

尚、超音波プローブ１３において駆動させるチャンネルの選択方法は任意であるが、偶数素子と奇数素子とに分けてそれぞれで駆動させれば、グレーティングローブレベルの増加を抑制できる。

次に、ステップＳ３において、被検体からのエコー信号が超音波プローブ１３により受信されて受信回路１７に与えられる。エコー信号は、プリアンプ１７ａにおいてチャンネル毎に増幅され、Ａ／Ｄ変換器１７ｂにおいてディジタル変換された後、整相加算回路１７ｃに与えられる。そして、整相加算回路１７ｃにおいて、エコー信号に整相加算処理が施されて超音波送受信の指向性が決定されることによりＲＦ信号が生成される。

そして、複数回に亘る各回の超音波の送受信により、生成されたＲＦ信号は、それぞれラインメモリ１７ｄに一時的に記憶される。

次に、ステップＳ４において、ＲＦ信号がラインメモリ１７ｄからライン間演算回路１７ｅに読み込まれ、所要の受信フィルタ係数を乗じることにより非線形信号が生成される。すなわち、被検体に送信される超音波はＡＭあるいはＰＭされるため、ゲイン補正によりＡＭおよびＰＭによる非線形信号が生成される。そして、これら非線形信号が映像化に用いられる。

図５（ａ）に示すように送信パルスシーケンスが[−０．５，−１，１]である場合には、ＲＦ信号に[２、−１、０]という重み係数を受信フィルタ係数として乗じれば、ＡＭによる非線形信号が得られる。また、[０、１、１] という受信フィルタ係数を乗じれば、ＰＭによる非線形信号が得られる。

また、送信パルスシーケンスが［−０．５偶，−０．５奇、−１全，１全］であり、チャンネル数を制御することにより送信される超音波の振幅が制御される場合には、ＲＦ信号に[１、１、−１、０]という受信フィルタ係数を乗じれば、音圧０．５の２つのＲＦ信号が開口合成されてＡＭによる非線形信号が得られる。また、[０、０、１、１] という受信フィルタ係数を乗じれば、ＰＭによる非線形信号が得られる。この場合、グレーティングローブは全素子を使った場合と同じになる。

図８は、図１に示す超音波診断装置１０において、ＡＭおよびＰＭにより得られた組織からの非線形信号のスペクトラムであり、図９は、図１に示す超音波診断装置１０において、ＡＭおよびＰＭにより得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラムである。

図８、図９において、一点鎖線Ｄ１は、ＡＭで得られた非線形信号を示し、実線Ｄ２はＰＭで得られた非線形信号を示す。

図８、図９に示すようにＰＭで得られた非線形信号は２次高調波帯域が主となり、ＡＭで得られた非線形信号は基本波帯域にも２次高調波帯域にも信号が得られる。

ここで、このようにして得られたＡＭとＰＭによる非線形信号を用いて映像化する場合の優劣について検討する。従来から行われているＡＭを利用して基本波帯域の非線形信号を映像化する方法は、２次高調波帯域の非線形信号を利用した場合に比べてペネトレーションの点で優れているが分解能の点では２次高調波帯域の非線形信号を利用した場合よりも劣っている。さらに、ＡＭにＰＭを加えた場合でも、基本波帯域を映像化する限りにおいては、分解能は２次高調波帯域を利用した場合よりも劣っている。

つまり、基本波帯域の非線形信号を映像化する場合には、分解能とペネトレーションの両立が困難であるといえる。

ＡＭあるいはＡＭにＰＭを加えた方法により基本波帯域の非線形信号を映像化する場合に、２次高調波帯域の非線形信号を利用して映像化する場合の画像に比べて分解能が低下する要因としては、次のように考えられる。超音波パルスの音圧が変化するとバブルの共振周波数が変化するため、音圧の異なる送信パルスからの受信エコーでは位相差が生じる。つまり、ＡＭを含んだ非線形映像法では、この位相差によって基本波帯域に信号が発生する。そのために、元の信号は基本波そのものであるから、分解能は基本波と同等である。これに対して２次高調波帯域を映像化した場合には、基本波帯域に比べて中心周波数が高いのと同時に帯域も広がるので分解能を向上させることができる。

また、ペネトレーションに関しては、単純に周波数依存減衰だけで考えると２次高調波帯域を利用する場合には、基本波帯域を利用する場合よりも低周波で超音波を送信するので基本波帯域の非線形信号を利用した方が良いとする理由に繋がらないが、基本波帯域の非線形信号を利用した方が良いと考えられる理由の１つとして、基本波帯域にはＴＨＩの発生が少ないという点が挙げられる。

つまり、基本波帯域の非線形信号を映像化に利用した場合には、２次高調波帯域の非線形信号を映像化に利用する場合に比べて、超音波の送信音圧を大きくしてもＴＨＩの影響が少ない。換言すれば、基本波帯域の非線形信号を映像化に利用すれば、超音波の送信音圧を大きくできるのでペネトレーションを向上させることができる。

また、基本波帯域の非線形信号を利用した方が良いと考えられる別の理由として、音圧の異なるパルスを送信すると位相差が生じ、この位相差は基本波信号から検出できるから高感度に検出できる点が挙げられる。

このような観点から、被検体の深さが深く、よりペネトレーションの向上が要求される場合には基本波帯域の非線形信号を映像化に利用することが好適であり、逆に超音波の被検体内における深さが浅く、より高い分解能が要求される場合には二次高調波帯域の非線形信号を映像化に利用することが好適であると言える。なお、基本波領域の非線形信号とは、超音波の送信周波数帯域に存在する受信反射エコーの非線形信号を指す。具体的には、二次高調波の一部や三次歪み成分が含まれる場合もある。

そこで、ＰＭで得られる２次高調波帯域の非線形信号とＡＭで得られる基本波帯域の非線形信号の双方を映像化に利用する。そのために、ＡＭあるいはＰＭによる非線形信号は位相検波回路１７ｆに与えられてＰＭで得られる２次高調波帯域の非線形信号とＡＭで得られる基本波帯域の非線形信号の双方が抽出されるように所要の周波数でミキシングされた後、エコーフィルタ１７ｇでフィルタ処理される。

つまり、図８、図９に示すようにＡＭによる非線形信号は基本波帯域にも２次高調波帯域にも信号が得られるが、概ね送信超音波の中心周波数ｆ０でミキシングされてベースバンド信号に変換される一方、ＰＭによる非線形信号は２次高調波帯域が主であるので、概ね送信超音波の中心周波数ｆ０の２倍の周波数２ｆ０でミキシングされてベースバンド信号に変換される。この際、ミキシングする周波数は、超音波の被検体内における深さに応じて変化される。

このように生成されたＡＭによる非線形信号は、ＰＭによる非線形信号と比較して分解能は劣るが深部感度が高いという性質を有する一方、ＰＭによる非線形信号は、ＡＭによる非線形信号と比較して高分解能だが深部感度は低いという性質を有する。

次に、エコーフィルタ１７ｇは、位相検波回路１７ｆにおいて生成されたＡＭおよびＰＭに基づく各ベースバンド信号に対して、ＡＭおよびＰＭのそれぞれに対応させて独立に設定された図８、図９の点線に示すようなフィルタ係数Ｆ１、Ｆ２を用いてフィルタ処理を実行する。エコーフィルタ１７ｇによるフィルタ処理の際におけるフィルタ係数Ｆ１、Ｆ２も従来行われているように、超音波の被検体内における深さに応じて微調整される。

尚、図９のように非線形信号の有効範囲が広い帯域である場合には、フィルタ係数Ｆ１、Ｆ２も広い帯域の非線形信号を抽出できるように設定される。

そして、フィルタ係数Ｆ１、Ｆ２によるフィルタ処理後の抽出された２つのＡＭおよびＰＭによるベースバンド信号は、Ｂモード処理系１９およびカラードプラ処理系２１に与えられる。

次に、ステップＳ５では、Ｂモード処理系１９において、ＡＭおよびＰＭによる２つのベースバンド信号から、それぞれ個別にＢモード像を構成する走査線毎のＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐが求められる。すなわち、図５（ａ）に示すように検波回路１９ａにおいて、受信回路１７から出力されたＡＭおよびＰＭによるベースバンド信号がそれぞれ検波されてＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐが求められ、ＬＯＧ圧縮回路１９ｂにおいて対数変換による圧縮処理が施される。さらに、圧縮処理後のＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐは、ライン間合成回路１９ｃに与えられる。

次に、ステップＳ６では、ライン間合成回路１９ｃにおいて、ＡＭおよびＰＭにより生成された２つのＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐは、超音波の被検体内における深さが浅い部分ではＰＭにより生成されたＢモード信号値Ｂ_Ｐの重みが大きくりなり、超音波の被検体内における深さが深い部分ではＡＭにより生成されたＢモード信号値Ｂ_Ａの重みが大きくなるように、超音波の被検体内における深さに応じて重み付け加算される。

この結果、図５（ａ）に示すようにＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐに基づいて被検体の深さに応じた分解能およびペネトレーションのＢモード信号値Ｂが生成される。すなわち、超音波の被検体内における深さが浅い場合であるか深い場合であるかに依らず、高感度のＢモード信号値Ｂを得ることができる。さらに、超音波の被検体内における深さが浅い部分からは、高分解能でＢモード信号値Ｂを得ることができる。

そして、Ｂモード信号値Ｂは、Ｂモード処理系座標変換メモリ２３に与えられて空間情報に基づいた直交座標系のデータに変換された後、画像合成回路２７に与えられる。尚、Ｂモード画像のみを表示する場合には、直交座標系に変換されたＢモード信号値Ｂが表示モニタ３３に与えられて表示される。

一方、カラードプラ像、パワードプラ像、Ｂモード画像と速度像とをミックスした画像、Ｂモード画像とパワードプラ像とをミックスした画像を表示することもできる。その場合には、まず図４のステップＳ１からステップＳ４において、Ｂモード信号値Ｂを求める場合と同様に、ＡＭおよびＰＭによる非線形信号が生成される。

図５（ｂ）は、振幅変調と位相変調とを同時に行って超音波を送受信し、カラードプラ処理系２１によりパワー信号値Ｐと速度信号値Ｖとを生成する場合における処理手順を示す図である。図５（ｂ）に示すように、図５（ａ）に示すＢモード信号値Ｂを求める場合と同様に、パワー信号値Ｐと速度信号値Ｖとを生成する場合にも、送信パルスシーケンスを[−０．５，−１，１]、受信フィルタ係数を[２、−１、０]および[０、１、１]としてＡＭおよびＰＭによる非線形信号が得られる。

そして、生成された非線形信号に基づいてカラードプラ処理系２１において、パワー信号値Ｐと速度信号値Ｖとが生成され、これらを用いてパワードプラ像および速度像とが生成される。

まず、ステップＳ７において、ＡＭ、ＰＭによる基本波成分および高調波成分の各ベースバンド信号に基づいて、それぞれパワー像を構成する走査線毎のパワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐ、速度像を構成する走査線毎の速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐが求められる。

すなわち、予めＡＭおよびＰＭによる基本波帯域および２次高調波帯域の２つのベースバンド信号で構成されるの時系列のデータ列が受信回路１７から出力されて一時的にカラードプラ処理系２１のＣＴＢ２１ａに記憶される。記憶されたベースバンド信号のデータ列は、所定の順番にてウォールフィルタ２１ｂに出力される。そして、ウォールフィルタ２１ｂにおいて、基本波成分および高調波成分のベースバンド信号からノイズ成分が分離されて速度・分散・パワー推定回路２１ｃに与えられる。

尚、ＲＦ信号に受信フィルタ係数を乗じる代わりに、ウォールフィルタ２１ｂにおいて、ベースバンド信号に受信フィルタ係数を乗じてもよい。

速度・分散・パワー推定回路２１ｃは、図５（ｂ）に示すように、ＡＭ、ＰＭによる基本波成分および高調波成分の各ベースバンド信号に基づいて、それぞれパワー像を構成する走査線毎のパワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐ、速度像を構成する走査線毎の速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐを推定する。

次に、ステップＳ８において、速度・分散・パワー推定回路２１ｃにおいて、ＡＭおよびＰＭにより生成された基本波成分および高調波成分のパワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐおよび速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐが深さに応じて時系列のデータ毎に重み付け加算される。つまり、図５（ｂ）に示すように、ＡＭおよびＰＭにより生成された基本波成分および高調波成分の２つのパワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐは、超音波の被検体内における深さが浅い部分ではＰＭにより生成されたパワー信号値Ｐ_Ｐの重みが大きくりなり、超音波の被検体内における深さが深い部分ではＡＭにより生成されたパワー信号値Ｐ_Ａの重みが大きくなるように、超音波の被検体内における深さに応じて重み付け加算される。この重み付け加算によりパワー信号値Ｐが得られる。

また、速度信号についてもパワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐと同様な重み付け加算が実行され、２つの速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐの重み付け加算により速度信号値Ｖが得られる。

次に、このような重みつき計算により得られたパワー信号値Ｐおよび速度信号値Ｖは、必要に応じて対数圧縮された後、カラードプラ処理系座標変換メモリ２５に与えられる。そしてカラードプラ処理系座標変換メモリ２５において、パワー信号値Ｐおよび速度信号値Ｖは空間情報に基づいた直交座標系のデータに変換された後、画像合成回路２７に与えられる。

尚、速度信号に対する対数圧縮処理は一般的ではないが、対数圧縮は、折り返し速度が高いため、或いは低流速は低速の血流バブルと組織内とを識別するために重要である。

さらに、パワー信号値Ｐおよび速度信号値Ｖが画像合成回路２７に与えられることにより、Ｂモード画像と速度像あるいはＢモード画像とパワードプラ像とが合成される。

まずステップＳ９において、画像合成回路２７では、画素毎のＢモード信号値Ｂとパワー信号値Ｐとに基づいて、画素値にＢモード信号値Ｂを使用するか、或いはパワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖを使用するかの決定が行われる。この決定は、予め設定された関数テーブルに基づいて定性的に実行される。

図１０は、図１に示す超音波診断装置１０において、画素値にＢモード信号値Ｂを使用するか、或いはパワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖを使用するかの決定を行う際に参照される関数テーブルの一例を示す図である。

図１０において縦軸はＢモード信号値Ｂを示し、横軸はパワー信号値Ｐを示す。

図１０に示す関数テーブルにおいて、所定の画素のＰがかなり小さい（パワー信号値Ｐ＜第１の閾値Ｔｈ１）場合には、Ｂモード信号値Ｂを当該画素の画素値として使用することする。この様にＢモード信号値Ｂを優先的に表示するのは、パワー信号値Ｐ＜Ｔｈ１の場合、パワー信号値Ｐはノイズであることが多いからである。一方、パワー信号値Ｐ≧≧第１の閾値Ｔｈ１の場合には、パワー信号値Ｐは血流情報を反映しているから、パワー信号値Ｐ及びこれに対応する速度信号値Ｖを優先的に表示する。

なお、関数テーブルに設定する閾値は、Ｂモード信号値Ｂとパワー信号値Ｐとの値を比較していずれかを選択可能であれば、必ずしも固定値である必要はない。例えば、図１０に示した関数テーブルは、３つの一次関数によって定義されている。

こうして決定された画素毎の使用信号値情報は、図３に示すマルチプレクサ２７ｂに出力される。マルチプレクサ２７ｂは、入力した情報に従って、画素毎にＢモード信号値Ｂ、或いはパワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖを選択的にカラーマップメモリ２７ｃに出力する。

次に、ステップＳ１０において、カラーマップメモリ２７ｃにて、画素毎の色付けを行う。画素毎の色付けは、例えば次のようにして実行される。すなわち、Ｂモード信号値Ｂを使用する画素については、Ｒｅｄ＝Ｇｒｅｅｎ＝Ｂｌｕｅ＝Ｂの値（０〜２５５）というグレースケールの色づけを行う。

図１１は、図１に示す超音波診断装置１０において、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示した図である。

一方、図１１に示すように、パワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖを使用する画素については、パワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖの値によって４つの領域に分けて、当該画素の速度信号値Ｖ及びパワー信号値Ｐの大きさによって変化させた色付けを行う。以下、パワー信号値Ｐ＝０〜２５５、速度信号値Ｖ＝−１２８〜１２７の範囲を取るものとした色付けの一例を式（１−１）、式（１−２）、式（１−３）、式（１−４）を用いて示す。

［数１］
領域Ａ（Ｐ＞３２０−２×｜Ｖ｜かつＶ≧０の場合） 赤系の色付け
Ｒｅｄ＝ｍｉｎ（１．１２×Ｐ， ２５５）
Ｇｒｅｅｎ＝Ｂｌｕｅ＝０．９８×Ｐ
・・・（１−１）
領域Ｂ（Ｐ＞３２０−２×｜Ｖ｜かつＶ＜０の場合） 青系の色付け
Ｂｌｕｅ＝ｍｉｎ（１．１２×Ｐ， ２５５）
Ｒｅｄ＝Ｂｌｕｅ＝０．９８×Ｐ
・・・（１−２）
領域Ｃ（Ｐ＜３２０−２×｜Ｖ｜かつＶ≧０の場合） 赤系〜緑系の色付け
Ｒ１＝ｍｉｎ（１．１２×Ｐ， ２５５）
Ｇ１＝Ｂ１＝０．９８×Ｐ
Ｒ２＝Ｂ２＝０．９×Ｐ
Ｇ２＝ｍｉｎ（Ｐ×１．２５， ２５５）
ａ＝｜Ｖ｜／（１６０−Ｐ／２）
Ｒｅｄ＝ａ×Ｒ１＋（１−ａ）×Ｒ２
Ｇｒｅｅｎ＝ａ×Ｇ１＋（１−ａ）×Ｇ２
Ｂｌｕｅ＝ａ×Ｂ１＋（１−ａ）×Ｂ２
・・・（１−３）
領域Ｄ（Ｐ＜３２０−２×｜Ｖ｜かつＶ＜０の場合） 青系〜緑系の色付け
Ｂ１＝ｍｉｎ（１．１２×Ｐ， ２５５）
Ｒ１＝Ｇ１＝０．９８×Ｐ
Ｒ２＝Ｂ２＝０．９×Ｐ
Ｇ２＝ｍｉｎ（Ｐ×１．２５， ２５５）
ａ＝｜Ｖ｜／（１６０−Ｐ／２）
Ｒｅｄ＝ａ×Ｒ１＋（１−ａ）×Ｒ２
Ｇｒｅｅｎ＝ａ×Ｇ１＋（１−ａ）×Ｇ２
Ｂｌｕｅ＝ａ×Ｂ１＋（１−ａ）×Ｂ２
・・・（１−４）
図１２は、図１に示す超音波診断装置１０において、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示した図である。

この様な色付けを行うことにより、被検体の各生体情報は、次のような色及び輝度が割り当てられ、図１２に示す形態にて表示される。すなわち、（１）動脈のように流速が速い血液を流れるバブルは、方向により赤系又は青系の色付けとなる。（２）静脈系の遅い血流を流れるバブルは、緑系の色付けとなる。（３）組織内のバブルは、流速が遅くかつパワーが小さいので、暗い緑色の色付けになる。（４）染影されない組織は、グレースケール（灰色）の色付けである。

これらの４種の色付け（すなわち、赤、青、緑、灰）は連続して変化しているので、境界は滑らかであり、最終的には観察者が血管の染影時相や連続性を考慮して決定できる。

また、基本波のクラッタが消え残った場合には、ナイキスト流速付近の速い速度になる。ＬＰＦでかなり抑圧されているので、パワーは小さい。このように、ナイキスト流速付近の小さいパワー値の場合には、グレースケールに近い階調で表示することで、パワー表示でありながら、観察者にＢモードによる組織像表示として観測することができる。

次に、ステップＳ１１では、画像合成回路２７においてＢ、Ｐ、Ｖの各信号が合成された合成画像が、表示モニタ３３に表示される。こうして、観察者は当該合成画像を観察することができる。

以上述べたステップＳ１からステップＳ１１までの一連の処理は、診断時においてリアルタイムで逐次繰り替えされる。これにより、観察者は、表示モニタ３３にて例えば次のような形態にて超音波画像をリアルタイムで観察することができる。

図１３は、観察者が表示モニタ３３にて観察しうる合成画像（肝臓の例）を説明するための図である。

まず、図１３（ａ）に示すように、造影剤投与前は造影効果がないことから、信号値Ｐは非常に小さいので、各画素の画素値として信号値Ｂが使用され、Ｂモード像のみ表示される。

図１３（ｂ）は、造影剤投与から例えば５乃至１０秒経過し、主に大きな血管が赤又は青の色付けで染影された超音波画像を示している。（同図中右上がり及び右下がり斜線領域は、染影された血流を表す。上記色の割り当てに従えば、同図中右上がり斜線領域は赤色に色付けされ、右下がり斜線領域は青色に色付けされる。以下同様。）。

図１３（ｃ）は、造影剤投与から例えば１０乃至３０秒経過し、毛細血管にまで造影剤が流入し、組織（実質）全体が染影された超音波画像を示している（同図中ドット領域が染影された実質を表す。上記色の割り当てに従えば、当該領域は緑色に色付けされる。以下同様。）。なお、横隔膜等の造影剤流入がない部分は、Ｂモード像にて表示される。

図１３（ｄ）は、造影剤投与から例えば３０乃至３００秒程度経過し、次第に血流の染影が消えていく超音波画像を示している。

図１３（ｅ）は、造影剤投与から例えば５分以上経過し、脾臓や肝臓等の造影剤が残留しやすい実質が染影された超音波画像を示している。

以上のような構成の超音波診断装置１０によれば、以下の効果を得ることができる。

超音波診断装置１０によれば、ペネトレーションおよび空間分解能の良い超音波診断装置１０を提供することができる。すなわち、本超音波診断装置では、送信超音波の振幅変調（ＡＭ）及び位相変調（ＰＭ）により基本波領域および２次高調波帯域の双方の非線形信号を取得し、双方の非線形信号からそれぞれ得られるＢモード信号Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐ、パワー信号Ｐ_Ａ、Ｐ_Ｐ，速度信号Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐを被検体の深さに応じて重み付け加算することにより、最終的なＢモード信号Ｂ、パワー信号Ｐ，速度信号Ｖを得る。

従って、超音波の被検体内における深さが深く、よりペネトレーションの向上が要求される場合には、ペネトレーションの向上に有利な基本波帯域の非線形信号を映像化に利用する一方、超音波の被検体内における深さが浅く、より高い分解能が要求される場合には高分解能に有利な２次高調波の非線形信号を映像化に利用することができる。この結果、超音波の被検体内における深さが浅い場合であるか深い場合であるかに依らず、高感度で画像を生成することができる。さらに、超音波の被検体内における深さが浅い部分からは、高分解能の画像を生成することができる。

また、本超音波診断装置１０では、コントラストエコー法において、血流情報が有効な部位においては、選択的にパワー信号、血流信号に基づいて超音波画像を生成する。従って、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができる。また、実質（組織）についても、信号値の強度によって色の割り当てを行うから、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示することができる。すなわち、例えば造影前はＢモード情報のみをグレースケール表示とし、造影剤によって血管内の血流が染影されると方向によって赤あるいは青で表示し、組織内血流が染影されると緑で表示した画像を高ペネトレーションおよび高分解能で得ることができる。

また、超音波診断装置１０によれば、コントラストエコー法において、経時的なバブルの変化をＢモード信号、パワー信号、速度信号の合成画像で映像化できる。従って、血流、実質染影、染影されない組織とを明確に区別可能な超音波画像を表示することができる。

また、超音波診断装置１０によれば、非線形信号を用いて流速値が正しく推定することができる。すなわち、本超音波診断装置１０では、Bracco社の超音波造影剤SonoVueのように、低ＭＩでも染影される造影剤を用いて、ＭＩ値が０．０５と０．１となる２種類の超音波パルスを照射し、その反射波を受信する。このとき、上記のように振幅と位相の両方を変化させ、得られる基本波帯域および２次高調波の双方に含まれた非線形信号を抽出し、これを被検体の深さに応じて重み付け加算して得られた結果を利用して速度推定を行う。

発明者の実験では、超音波診断装置１０により抽出される非線形信号からは、造影剤がない場合にＭＩ値が１．０の場合に得られる線形信号からの速度の推定値にかなり近い値が得られる。その結果、コントラストエコー法において、正しく血流の方向を表す血流画像を表示することができる。

なお、例えばSchering社の超音波造影剤Levovistを用いた場合には、高ＭＩでパルスを崩壊させないと染影されない。このため、同様の手法又は異なる手法によっても、流速値を正しく求めることはできない。

次に、送信パルスシーケンスおよび受信フィルタ係数の変形例について説明する。送信パルスシーケンスおよび受信フィルタ係数は上記の値以外の様々な値として設定することができる。

例えば、送信パルスシーケンスを［０．５，−０．５，１］、ＡＭ用の受信フィルタ係数を［０，２，−１］、ＰＭ用の受信フィルタ係数を［２，２，０］とすれば、ＰＭ用の送信音圧を０．５と小さくできる。ＰＭでは、２次高調波が映像化に利用されるため、音圧が大きくなると組織からのＴＨＩが大きくなり、超音波造影剤を使用したコントラストエコーにおいては、このＴＨＩが障害となる。このため、ＰＭ用の送信音圧を小さくできれば有効となる。一方、ＡＭでは、基本波帯域の非線形信号が映像化に利用されるため、ＴＨＩの発生が少なく、音圧がある程度大きくても造影剤からの信号だけを抽出することができる。

また、例えば、チャンネル数を制御することにより送信される超音波の振幅を制御して送信パルスシーケンスを［−０．５偶，−０．５奇，０．５偶，０．５奇，−１全］の５回の送信とし、ＡＭ用の受信フィルタ係数を［０、０、１、１、−１］、ＰＭ用の受信フィルタ係数を［１、１、１、１，０］とすれば、上記のＰＭの送信音圧を小さくした送信パルスシーケンスが［０．５，−０．５，１］、ＡＭ用の受信フィルタ係数が［０，２，−１］、ＰＭ用の受信フィルタ係数が［２，２，０］である場合と同等となる。

さらに、例えば、送信パルスシーケンスを［−０．５，１，−１，０．５］として４回の超音波送信を行って、受信フィルタ係数を［−２，０，１，０］、［２，０，０，２］、［０，１，１，０］，［０，０，１，２］，［２，１，０，０］，［１，０．５，−０．５，−１］の６通りに設定することもできる。

この場合、受信フィルタ係数を［−２，０，１，０］とすれば、ＡＭによる非線形信号を得ることができる。また、受信フィルタ係数を［２，０，０，２］、［０，１，１，０］とすれば、それぞれＰＭによる非線形信号を得ることができ、前者は送信音圧を小さくしたＰＭ（Ｌ）による非線形信号、後者は送信音圧を小さくしないＰＭ（Ｈ）による非線形信号とすることができる。

また、受信フィルタ係数を［０，０，１，２］，［２，１，０，０］，［１，０．５，−０．５，−１］とすれば、それぞれ振幅と位相の双方を変調させたＡＭＰＭによる非線形信号を得ることができる。

そして、６つの受信フィルタ係数をＲＦ信号に乗じることによりそれぞれ得られた各非線形信号に対して、それぞれ同一あるいは異なる中心周波数をミキシングすることで位相検波を行い、異なるエコーフィルタ係数を掛けてライン間合成回路１９ｃで６通りの信号を深さに応じて重み付け加算を行う。

つまり、送信パルスシーケンスと受信フィルタ係数の設定により、ＡＭ、ＰＭ（Ｌ）、ＰＭ（Ｈ）、ＡＭＰＭによる非線形信号を生成し、各非線形信号から所要の周波数帯域の非線形信号を抽出して映像化に用いることができる。このような各種変調により生成した非線形信号を組み合わせて映像化に利用にすることで、送信音圧や変調による影響を被検体の深さに応じて調整し、高分解能かつ高ペネトレーションの超音波診断装置１０を提供することができる。

図１４は、図１に示す超音波診断装置１０において、各種変調により得られた組織からの非線形信号のスペクトラムであり、図１５は、図１に示す超音波診断装置１０において、各種変調により得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラムである。

図１４、図１５において、実線Ｄ３は振幅変調（ＡＭ）で得られた非線形信号を、点線Ｄ４は送信音圧を小さくした位相変調ＰＭ（Ｌ）で得られた非線形信号を、一点鎖線Ｄ５は送信音圧を小さくしない位相変調ＰＭ（Ｈ）で得られた非線形信号を、二点鎖線Ｄ６は振幅と位相の双方の変調（ＡＭＰＭ）で得られた非線形信号を、破線Ｄ７は振幅と位相の双方の別の変調（ＡＭＰＭ’）で得られた非線形信号をそれぞれ示す。

図１４、図１５に示すようにＰＭ（Ｌ）、ＰＭ（Ｈ）で得られた非線形信号は２次高調波帯域が主となり、ＡＭ、ＡＭＰＭで得られた非線形信号は基本波帯域にも２次高調波帯域にも信号が得られる。また、ＡＭＰＭ’で得られた非線形信号は基本波帯域が主となる。

そこで、例えばＡＭ、ＡＭＰＭ、ＡＭＰＭ’による非線形信号は、送信超音波の中心周波数ｆ０程度の異なる中心周波数でミキシングされてベースバンド信号にそれぞれ変換された後、エコーフィルタ係数が掛けられる一方、ＰＭ（Ｌ）、ＰＭ（Ｈ）による非線形信号は、概ね送信超音波の中心周波数ｆ０の２倍の周波数２ｆ０程度の異なる周波数でミキシングされてベースバンド信号にそれぞれ変換された後、エコーフィルタ係数が掛けられる。この際、ミキシングする周波数は、超音波の被検体内における深さに応じて変化される。

また、図１５のように非線形信号の有効範囲が広い帯域である場合には、フィルタ係数が広い帯域の非線形信号を抽出できるように設定される。

次に、送信超音波の振幅と位相の双方の変調（ＡＭＰＭ）による非線形信号のみが生成されるような送信パルスシーケンスおよび受信フィルタ係数の変形例について説明する。

この場合には、例えば送信パルスシーケンスを［０．５，−１］とし、受信フィルタ係数を［２，１］とすることができる。これらの送信パルスシーケンスおよび受信フィルタ係数により送信超音波の位相と振幅の双方を変化させて非線形信号を得ることができる。

図１６は、図１に示す超音波診断装置１０において、位相と振幅の双方の変調（ＡＭＰＭ）により得られた組織からの非線形信号のスペクトラムであり、図１７は、図１に示す超音波診断装置１０において、位相と振幅の双方の変調（ＡＭＰＭ）により得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラムである。

図１６、図１７において、実線Ｄ８は振幅と位相の双方の変調（ＡＭＰＭ）で得られた非線形信号を示す。

図１６に示すように、ＡＭＰＭにより得られた組織からの非線形信号は、基本波帯域および２次高調波帯域にピークが発生するため、複数の、例えば２通りのフィルタＦ１、Ｆ２（Ｆ１＜Ｆ２）を用意して複数の周波数を中心とする非線形信号を抽出することができる。さらに抽出した各基本波帯域および２次高調波帯域の非線形信号から得られるＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐ，パワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐ、速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐが重み付け加算される。

この重み付け加算の際における重み係数は、被検体の深さが浅い部位では高分解能を確保するために高い方の周波数フィルタＦ２を通したＢモード信号値Ｂ_Ｐ，パワー信号値Ｐ_Ｐ、速度信号値Ｖ_Ｐに対する重み係数がより大きく、深い部位では高ペネトレーションを確保するために低い方の周波数フィルタＦ１を通したＢモード信号値Ｂ_Ａ，パワー信号値Ｐ_Ａ、速度信号値Ｖ_Ａに対する重み係数がより大きくなるように被検体の深さに応じて設定される。

一方、図１７に示すように、ＡＭＰＭにより得られた超音波造影剤からの非線形信号は、基本波帯域から２次高調波帯域にかけて広いスペクトラムを有する。そこで、組織からの非線形信号の場合と同様に、複数の、例えば２通りのフィルタＦ１、Ｆ２（Ｆ１＜Ｆ２）を用意して複数の周波数を中心とする非線形信号を抽出することができる。さらに抽出した非線形信号は、組織から得られた非線形信号の場合と同様な手法により重み付け加算されて映像化に利用される。

つまり、単に異なるフィルタＦ１、Ｆ２を非線形信号に通した後に合成する周波数コンパウンドを行うのみならず、ＡＭＰＭという特殊な変調を伴うスキャンを行うと、組織からの非線形信号の場合には双山の特性を持ち、造影剤からの非線形信号の場合には比較的広い帯域を持つという性質に着目し、これらの性質を利用して周波数コンパウンドを行うものである。

尚、送信パルスシーケンスを［０．５，−１］、受信フィルタ係数を［２，１］とする代わりに、チャンネル数の制御により送信される超音波の振幅を変調できるように送信パルスシーケンスを［０．５偶，０．５奇，−１全］の３回の送信とし、ＡＭＰＭ用の受信フィルタ係数を［１、１、１］とすれば、電気回路の非線形性による影響を除去することができる。

以上のような超音波診断装置１０において、各非線形信号の重み付け加算をＬＯＧ圧縮後のＢモード信号値Ｂ_Ａ，Ｂ_Ｐ，パワー信号値Ｐ_Ａ，Ｐ_Ｐ、速度信号値Ｖ_Ａ，Ｖ_Ｐに対して行なったが、これらの値に至る中間段階の他の値に対して重み付け加算を行なってもよい。

重み付け加算の対象となる値としては、例えば、エコーフィルタ１７ｇにおける受信フィルタ後におけるエコーフィルタ出力信号、Ｂモード処理系１９あるいはカラードプラ処理系２１における検波後の検波出力信号、ＬＯＧ圧縮出力信号，Ｂモード処理系座標変換メモリ２３あるいはカラードプラ処理系座標変換メモリ２５の座標変換出力信号が挙げられる。

尚、受信フィルタ後におけるエコーフィルタ出力信号に対する重み付け加算は、コヒーレントな加算となるが、非線形信号のそれぞれの中心周波数がＤＣに来るため、位相がそろっていれば加算による悪影響はない。

一方、Ｂモード処理系１９あるいはカラードプラ処理系２１における検波後の検波出力信号、ＬＯＧ圧縮出力信号，Ｂモード処理系座標変換メモリ２３あるいはカラードプラ処理系座標変換メモリ２５の座標変換出力信号に対する重み付け加算は、インコヒーレントな加算となるため位相的な問題はない。

また、非線形信号を用いた画像生成がＢモード像のみである場合には、非線形信号を生成するためのライン間演算回路１７ｅや位相検波回路１７ｆ等の回路を受信回路１７ではなくＢモード処理系１９に設けてもよい。

本発明に係る超音波診断装置の実施の形態を示すブロック図。 図１に示す超音波診断装置の受信回路のブロック図。 図１に示す超音波診断装置の画像合成回路のブロック図。 図１に示す超音波診断装置によって実現される超音波画像収集・合成・表示に渡る一連の処理を説明するためのフローチャート。 図１に示す超音波診断装置によって振幅変調と位相変調とを同時に行って超音波を送受信して処理する方法を説明する図。 図１に示す超音波診断装置により超音波プローブの使用するチャンネル数を制御することにより送信超音波の振幅を変調する方法を説明する図。 図６に示す超音波プローブの使用するチャンネル数を制御する方法で超音波を送信する場合における送信パルスシーケンスの一例を示す図。 図１に示す超音波診断装置において、ＡＭおよびＰＭにより得られた組織からの非線形信号のスペクトラム。 図１に示す超音波診断装置において、ＡＭおよびＰＭにより得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラム。 図１に示す超音波診断装置において、画素値にＢモード信号値Ｂを使用するか、或いはパワー信号値Ｐ及び速度信号値Ｖを使用するかの決定を行う際に参照される関数テーブルの一例を示す図。 図１に示す超音波診断装置において、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示した図。 図１に示す超音波診断装置において、画像合成処理に使用されるカラーマップの一例を示した図。 観察者が表示モニタにて観察しうる合成画像（肝臓の例）を説明するための図。 図１に示す超音波診断装置において、各種変調により得られた組織からの非線形信号のスペクトラム。 図１に示す超音波診断装置において、各種変調により得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラム。 図１に示す超音波診断装置において、位相と振幅の双方の変調（ＡＭＰＭ）により得られた組織からの非線形信号のスペクトラム。 図１に示す超音波診断装置において、位相と振幅の双方の変調（ＡＭＰＭ）により得られた超音波造影剤からの非線形信号のスペクトラム。

符号の説明

１０ 超音波診断装置
１３ 超音波プローブ
１５ 送信回路
１７ 受信回路
１７ａ プリアンプ
１７ｂ Ａ／Ｄ変換器
１７ｃ 整相加算回路
１７ｄ ラインメモリ
１７ｅ ライン間演算回路
１７ｆ 位相検波回路
１７ｇ エコーフィルタ
１９ Ｂモード処理系
１９ａ 検波回路
１９ｂ ＬＯＧ圧縮回路
１９ｃ ライン間合成回路
２１ カラードプラ処理系
２１ａ ＣＴＢ
２１ｂ ウォールフィルタ
２１ｃ 速度・分散・パワー推定回路
２７ 画像合成回路
３１ 制御回路
３３ 表示モニタ
２７ａ ＴＦＤメモリ
２７ｂ マルチプレクサ
２７ｃ カラーマップメモリ

Claims (4)

1. 被検体に超音波を送信して生じた同一の走査線からの複数の共通の超音波エコーから前記超音波の振幅を変調して得られる非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られる非線形信号をそれぞれ抽出することが可能な送信パルスシーケンスに従って超音波を振幅および位相の少なくとも一方を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段と、前記超音波の振幅を変調して得られる非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られる非線形信号を前記複数の共通の超音波エコーから抽出する抽出手段と、前記非線形信号または所要の処理後の非線形信号に対して、少なくとも２つの異なる中心周波数および帯域幅でのフィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理を施すフィルタ手段と、前記フィルタ処理後あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られる信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記加算手段は、前記フィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られる速度信号値およびパワー信号値の少なくとも一方並びに前記フィルタ処理後あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られるＢモード信号値を被検体の深さに応じて重み付け加算するようにし、重み付け加算により得られた前記Ｂモード信号値から生成されるＢモード画像に、重み付け加算により得られた前記速度信号値から生成される速度表示画像およびパワー信号値から生成されるパワー表示画像の少なくとも一方の画像を合成する画像合成手段を設けたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 超音波を振幅および位相の少なくとも一方を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段とを備え、前記超音波送信手段は、同一の走査線からの複数の共通の前記超音波エコーから前記超音波の振幅および位相を変調して得られた非線形信号、前記超音波の振幅を変調して得られた非線形信号および前記超音波の位相を変調して得られた非線形信号の少なくとも２つの非線形信号を抽出することが可能な送信パルスシーケンスに従って超音波を送信するようにしたことを特徴とする超音波診断装置。
4. 超音波を振幅および位相を変化させて被検体に送信する超音波送信手段と、前記超音波の送信により生じた各超音波エコーを受信する超音波受信手段と、前記超音波の振幅および位相を変調して非線形信号を前記複数の超音波エコーから抽出する抽出手段と、前記非線形信号または所要の処理後の非線形信号に対して、少なくとも２つの異なる中心周波数および帯域幅でのフィルタ処理あるいはフィルタ処理と等価の処理を施すフィルタ手段と、前記フィルタ処理後あるいはフィルタ処理と等価の処理後の非線形信号から得られる信号を被検体の深さに応じて重み付け加算する加算手段とを有することを特徴とする超音波診断装置。

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