(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行い、前記生体内部の画像を形成する超音波撮像装置であって、
送信パルスを生成する送波ビームフォーマと、前記生体からの超音波エコー信号の受波を行ない、各受波信号に遅延時間を与えて指向性を持つ受信感度を生成する遅延時間を与えた各受波信号を加算し、時系列受信エコー信号を生成する受波ビームフォーマと、
前記時系列受信エコー信号を加算する加算部と、
前記送波ビームフォーマと、前記受波ビームフォーマを制御する送受信シークエンス制御部とを備え、
前記送受信シークエンス制御部は、
Ｎを３以上の整数とする時、
同一の送受波フォーカス条件の下で、搬送波の位相が３６０/Ｎ度ずつ異なる共通の包絡線信号である送信パルスを用いてＮ回の送受波を、前記送波ビームフォーマと前記受波ビームフォーマに行わせるよう制御し、
前記加算部は、
前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し、加算信号を求め、前記加算信号を、前記造影用マイクロバブルの空間分布を表す信号として出力し、
前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号の複数組の重みの組み合わせによる重み付き和信号の振幅から前記生体の画像を形成し、前記振幅を反映した輝度表示により表示することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記加算部は、雑音成分を除去する帯域通過フィルタ部を有し、前記帯域通過フィルタ部を通過した信号が、前記造影用マイクロバブルの空間分布を表す信号であることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項３】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記加算信号は、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から高調波までの成分に対する送受波感度が抑圧され、前記造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対する送受波感度が得られていることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項４】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、送受波感度を抑圧する成分は、基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分であることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項５】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記Ｎ個の送信パルス波の和信号の振幅が、前記Ｎ個の送信パルス波の個々の振幅よりも小さいことを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項６】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記時系列受信エコー信号の一部を、前記生体の軟部組織の位置と形態を表す信号とすることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項７】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項８】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記重み付き和信号の前記振幅をそれぞれ異なる表示色により重畳して表示することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項９】
請求項１に記載の超音波撮像装置において、前記複数組の重みの組み合わせのうち、少なくとも１組は、前記軟部組織からの前記超音波エコー信号の前記基本波成分と前記偶数次高調波成分に対する前記送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルからの前記超音波エコー信号に対する前記送受波感度を得るように構成され、他の少なくとも１組が、前記軟部組織からの前記超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成されていることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１０】
造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行ない、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルに由来する第（Ｎ−１）次高調波を含む超音波エコー信号を抽出し、前記造影画像を形成することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１１】
造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なう手段と、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルに由来する第（Ｎ−１）次高調波を含む超音波エコー信号を抽出し、前記造影画像を形成する手段を有することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１２】
請求項１１に記載の超音波撮像装置において、前記Ｎ個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が３６０°／Ｎずつ異なることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１３】
請求項１１に記載の超音波撮像装置において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１４】
造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で、包絡線信号を共通とする送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受波を行ない、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより第（Ｎ−１）次高調波を含む受信エコー信号から前記造影画像を形成することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１５】
請求項１４に記載の超音波撮像装置において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１６】
造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像装置であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で、包絡線信号を共通とする送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受波を行なう超音波探触子と、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信波形を加算する加算手段と、前記加算手段の出力から包絡線信号を検出する包絡線信号検出手段と、前記包絡線信号検出器の出力が入力されるスキャンコンバータと、前記スキャンコンバータの出力を表示する表示部とを有し、前記造影用マイクロバブルに由来する第（Ｎ−１）次高調波を含むエコー信号を抽出して前記造影画像を形成して表示することを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１７】
請求項１６に記載の超音波撮像装置において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１８】
請求項１０、１１、１４、１６のいずれか一項に記載の超音波撮像装置において、前記時系列受信エコー信号の一部を、前記生体の軟部組織の位置と形態を表す信号とすることを特徴とする超音波撮像装置。
【請求項１９】
請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の超音波撮像装置において、送受波感度を抑圧する成分は、基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分であることを特徴とする超音波撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波を生体に対して送受信することにより、その内部を撮像する超音波技術に係り、特に、マイクロバブル系造影剤を利用して撮像する超音波撮像技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体に対してパルス状超音波を送受信し、その内部を撮像する超音波撮像装置は、医療診断に広く用いられている。
【０００３】
画像診断モダリティのなかでもＸ線やＭＲＩの分野では、血管系の撮像などに造影剤が以前から用いられてきた。その目的は、造影剤を血中に投与することによって、血管系の構造や分布のコントラストを高めた像を得て、悪性腫瘍や梗塞のような血管系に反映される疾患を高い確度で診断することにある。
【０００４】
これに対し、超音波診断では、これまで造影剤が広く用いられることはなかったが、ここ数年、ミクロン・オーダーのサイズをもつ微小気泡（マイクロバブル）を何らかの方法で安定化した製剤による造影剤が出現したことにより、広く用いられはじめている。この原理は、径１ミクロン程度の微小気泡が、超音波診断に用いられる数ＭＨｚの超音波に共振して大振幅で振動し、その結果として、この周波数域の超音波をよく散乱し、造影能が生ずることを利用するものである。
【０００５】
マイクロバブル系超音波造影剤の特徴は、その強い非線形性にある。これは、マイクロバブルには、負圧を受けたときの体積増加が、同振幅の正圧を受けたときの体積減少よりはるかに大きくなる性質があることによる。このため、マイクロバブルにより散乱されたエコー信号には、送信信号の２倍の周波数をもつ第２高調波成分が多く含まれる。V. L. Newhouseらは、この第２高調波成分をもとに軟部組織に対して強調された血流ドップラ信号を得る方式を、１９９２年に初めて報告した（例えば、非特許文献１参照）。
【０００６】
また、P. N. Burnsらは、正負を反転させた送信音圧パルス波形を用いて２回の送受信を行い、得られた２つのエコー信号を加算するPulse Inversion（パルス反転）法を提案している（例えば、特許文献１）。この加算により、動きの無視できる軟部組織からのエコー信号の基本波成分は１８０°位相回転された信号が加算されるため打ち消されてしまうが、第２高調波成分は、３６０°位相回転されたものが加算されるため、加算により２倍に成長する。必要な送信回数が２倍に増えるものの、原理的に帯域通過フィルタなしに軟部組織からの基本波成分を除くことができるので、距離分解能に優れた第２高調波エコー信号を得ることができる。また、血流中のマイクロバブル系造影剤のように、２回の送受信の間に生ずる変化が無視できない散乱体については、それからの基本波エコー信号も完全には打ち消されないが、これは、軟部組織に対して造影剤を強調したエコー像を得る今の目的に、むしろ合致している。
【０００７】
また、P. J. Phillipsは、送信音圧パルス波形の正負を反転させると同時に振幅を変化させて３回の送受信を行う方法を提案している（例えば、非特許文献２参照）。これは、送信振幅を ０.５:−１:０.５と変調して、３回の送受信を行って得られたエコー信号を加算するものである。すなわち、第１回目・３回目の送信には同じパルス波形を用いるのに対し、第２回目にはそれらを位相反転し、振幅を２倍にしたパルス波形を用いる。変化の遅い線形散乱体からのエコー信号成分が打ち消され、非線形散乱や非線形伝播により生じたエコー信号の偶数倍高調波成分が強調されるのは、通常のPulse Inversion法と同様である。これに加え、非線形散乱や非線形伝播により生じたエコー信号成分のうち、基本波も含むすべての成分が、振幅変調により抽出されるのが特徴であり、この分だけ、通常のPulse Inversion法よりも非線形散乱や非線形伝播によるエコー信号に対する高い感度が期待される。これは、入射音圧振幅に対するマイクロバブルによる非線形散乱の依存性が、非線形伝播の依存性よりも遥かに大きいことを利用したものである。この高感度化により、非線形伝播の効果が比較的小さい送信音圧においても、非線形散乱の効果を検出できるので、通常のPulse Inversion法と比較すれば、造影剤の軟部組織に対する峻別が容易であるとしている。
【０００８】
【非特許文献１】
1992 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, pp.1175-1177
【特許文献１】
米国特許第６，０９５，９８０号
【非特許文献２】
2001 IEEE Ultrasonics Symposium Proceedings, pp.1739-1745
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように、従来技術（非特許文献１）では、この第２高調波成分をもとに軟部組織に対して強調された血流ドップラ信号を得る方式を提案したが、この第２高調波成分をエコー信号から抽出するのに、帯域通過フィルタのみを用いたのでは、出力信号として得られる第２高調波エコー信号のパルスが長くなってしまうという問題を残した。
【００１０】
これは、エコー信号に含まれる基本波成分の振幅が第２高調波成分よりも少なくとも１桁以上大きいので、鋭い帯域遮断特性または狭い帯域通過特性をもつフィルタを用いねばならないためである。この問題は、血流を２次元画像表示しようとするとき、その距離方向の分解能を劣化させてしまうので、特に重大であった。
【００１１】
従来技術（特許文献１）では、この問題を解決することを目的に、正負を反転させた送信音圧パルス波形を用いて２回の送受信を行い、得られた２つのエコー信号を加算する Pulse Inversion法を提案した。
【００１２】
生体軟部組織など多くの物質中の音速は、高い圧力の下では、低い圧力の下よりも大きい。この非線形性に起因し、超音波パルスが軟部組織中を伝播するとき、音圧の高い部分が低い部分よりも早く伝播し、結果として、もともと正弦波状であった音圧波形が、伝播するうちに、急に立ち上がりなだらかに下るＮ波状に変化すること、すなわち、第２高調波などの高調波成分を持つようになることが知られている。
【００１３】
これが、軟部組織中で散乱されると、マイクロバブル系造影剤が存在しなくても、高調波成分を有するエコー信号が軟部組織から戻ってくることになる。この高調波成分をもとにエコー像を形成する方法は、Tissue Harmonic Imaging法と呼ばれ、基本波成分によるエコー像よりも音響Ｓ/Ｎ比が高いことが好まれて、最近では、一般に用いられるようになった。しかし、このことは、Pulse Inversion法を用いても、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずる高調波成分と送信パルスの伝播により生ずる高調波成分とが混合したエコー信号が得られることになり、本来目的としていた造影剤を軟部組織と峻別するイメージングが困難であることを意味する。
【００１４】
マイクロバブル系造影剤による非線形散乱は、軟部組織中の非線形伝播と比較すると、一般に低い音圧でも観測される傾向にある。そこで、送信音圧を低く抑えたPulse Inversion法により、Tissue Harmonic成分の生成を抑えて、主にマイクロバブル系造影剤からの非線形成分によりエコー像を形成することが広く行われているが、信号振幅が充分でないため、造影診断に期待される確定診断を行うに足るＳ/Ｎ比の高いエコー像が得にくいのが現状である。
【００１５】
この問題をある程度解決する方法として、従来技術（非特許文献２）では、上述したように、送信音圧パルス波形の正負を反転させると同時に振幅を変化させて３回の送受信を行う方法を提案している。しかながら、この方法は、軟部組織中を送波パルスが非線形伝播することにより生ずるTissue Harmonicエコー信号を原理的に除くものではない。
【００１６】
本発明は、このような現状に鑑み、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずるエコー成分を、送信パルスが非線形伝播することにより生ずるTissue Harmonic成分と明確に峻別して映像化することにより、造影エコー像を基に確定診断を行うに足るＳ/Ｎ比の高い造影エコー像を実現する超音波撮像技術を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を解決するために、本発明では、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なうことにより、生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルからの超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成する。
【００１８】
さらに、本発明では、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で、包絡線信号を共通とする送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受波を行ない、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより前記造影画像を形成するよう構成する。
【００１９】
例として、Ｎが３である場合について述べると、送信音圧パルス波形の包絡線信号を共通とし、その搬送波の位相を、略１２０°ずつ回転させて、３回の送受信を行い、得られる３つのエコー信号を加算する。この加算により、変化の無視できる線形散乱体により散乱されたエコー信号の基本波成分と第２高調波成分とが、同時に打ち消される。これは、このような散乱体による３つのエコー信号の位相に着目するとき、基本波成分の位相が略１２０°ずつ回転するのは当然として、第２高調波成分の位相も基本波成分とは逆方向に略１２０°ずつ回転するためである。
【００２０】
一方、非線形性共振体である造影マイクロバブルによる散乱エコー信号は、打ち消されることがない。これにより、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播などに由来する信号成分を含まず、造影用マイクロバブルにのみ由来する信号を抽出することができる。
【００２１】
この原理は、レシプロ４ストローク直列エンジンの振動問題を考えると理解しやすい。クランクシャフトが一定の角速度で回転しているとき、レシプロエンジンを構成する各ピストンが振動する線速度は、この角速度の基本波成分だけでなく、無視できない振幅の高調波成分を含む。４ストローク直列４気筒エンジンは、通常、対称配置された２つの同位相ピストンからなる２つの組が１８０°のクランク角をなすように構成される。図１の（ａ）は、基本波の位相関係を示し、この構成により、それぞれの組のピストンが発生する基本波成分は打ち消されるが、図１の（ｂ）は、第２高調波の位相関係を示し、第２高調波成分は２倍に成長することになり、結果として、クランクシャフト回転数の２倍の周波数をもつ振動が問題となる。図中、実線は、第１のピストンの組による振動の位相を、点線は、第２のピストンの組による振動の位相を示す。クランクシャフトの２倍の角速度で回転するバランサーを装備する４気筒エンジンがあるのは、この振動を打ち消すためである。
【００２２】
一方、４ストローク直列６気筒エンジンは、通常、対称配置された２つの同位相ピストンからなる３つの組が１２０°のクランク角をなすように構成される。図２の（ａ）は、基本波の位相関係を示し、この構成により、それぞれの組のピストンが発生する基本波成分が、クランク角で数えて１２０°をなすよう発生して互いに打ち消しあう。図２の（ｂ）は、第２高調波の位相関係を示し、第２高調波成分も、図に示すように、クランク角で数えて１２０°×２＝２４０°、すなわち逆から数えて１２０°をなす位相をもって発生するため、互いに打ち消される。これが、直列６気筒エンジンが振動の少ない所以である。図中、一点鎖線は、第３のピストンの組による振動の位相を示す。この第２高調波振動が原理的に強調される直列４気筒エンジンの構成が、Pulse Inversion法に相当し、基本波だけでなく第２高調波の振動も原理的に打ち消される直列６気筒エンジンの構成が、本発明の方法に相当する。
【００２３】
一般的に、Ｎを３以上の整数とするとき、直列２Ｎ気筒エンジンの振動について述べれば、基本波すなわち第１次高調波から第（Ｎ−１）次高調波までの振動が原理的に打ち消される。これを本発明の超音波イメージングの場合に置き換えれば、送信音圧パルス波形の包絡線信号を共通とし、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受信を行い、得られるＮ個のエコー信号を加算することにより、短時間変化の無視できる線形散乱体により散乱されたエコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分が、同時に打ち消されるということになる。
【００２４】
一方、マイクロバブル系造影剤により散乱されて生ずるエコー信号の位相は、その強い非線形共振特性のために包絡線振幅の影響を受け、送波信号搬送波の位相に対して、一定の関係にない。このため、送信パルス搬送波の位相を１２０°ずつ回転させて３回の送受信を行って得られる３つのエコー信号を加算しても、造影用マイクロバブルにより散乱されて生じたエコー信号の場合には、打ち消されない成分が残る。従って、この残ったエコー信号成分は、マイクロバブル系造影剤の存在のみを反映するので、これを用いて、造影剤を軟部組織と明確に峻別した超音波イメージングが可能となる。
【００２５】
以下、本発明による超音波撮像方法の特徴について述べる。
【００２６】
（１）造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像方法であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で波形の異なる送信パルス波を用いてＮ回の送受波を行なう工程と、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより、前記生体の軟部組織からの超音波エコー信号の基本波から第（Ｎ−１）次高調波までの成分に対する送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルに由来する信号を抽出して、前記造影画像を形成する工程と、前記造影画像を表示する工程とを有することを特徴とする超音波撮像方法。
【００２７】
（２）前記事項（１）に記載の超音波撮像方法において、前記Ｎ個の送信パルス波の和信号の振幅が、前記Ｎ個の送信パルス波の個々の振幅よりも小さいことを特徴とする超音波撮像方法。
【００２８】
（３）前記事項（１）に記載の超音波撮像方法において、前記Ｎ個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が３６０°／Ｎずつ異なることを特徴とする超音波撮像方法。
【００２９】
（４）前記事項（１）に記載の超音波撮像方法において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像方法。
【００３０】
（５）前記事項（１）に記載の超音波撮像方法において、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号の和信号の振幅から前記生体の画像を形成し、前記振幅を反映した輝度表示により表示することを特徴とする超音波撮像方法。
【００３１】
（６）前記事項（１）に記載の超音波撮像方法において、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号の複数組の重みの組み合わせによる重み付き和信号の振幅から前記生体の画像を形成し、前記振幅を反映した輝度表示により表示することを特徴とする超音波撮像方法。
【００３２】
（７）前記事項（６）に記載の超音波撮像方法において、前記重み付き加算信号の前記振幅をそれぞれ異なる表示色により重畳して表示する工程を有することを特徴とする超音波撮像方法。
【００３３】
（８）前記事項（６）に記載の超音波撮像方法において、前記複数組の重みの組み合わせのうち、少なくとも１組は、前記軟部組織からの前記超音波エコー信号の前記基本波成分と前記偶数次高調波成分に対する前記送受波感度を抑圧し、前記造影用マイクロバブルからの前記超音波エコー信号に対する前記送受波感度を得るように構成され、他の少なくとも１組が、前記軟部組織からの前記超音波エコー信号に対する送受波感度を得るように構成されていることを特徴とする超音波撮像方法。
【００３４】
（９）造影用マイクロバブルが導入された生体に対して超音波パルスの送受波を行ない、前記造影用マイクロバブルによる前記生体内部の造影画像を形成する超音波撮像方法であって、Ｎを３以上の整数とする時、同一の送受波フォーカス条件の下で、包絡線信号を共通とする送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受波を行なう工程と、前記Ｎ回の送受波により得られるＮ個の時系列受信エコー信号を加算し加算信号を求めることにより前記造影画像を形成する工程とを有することを特徴とする超音波撮像方法。
【００３５】
（１０）前記事項（９）に記載の超音波撮像方法において、Ｎが３であり、３個の送信パルス波は、共通の包絡線信号をもち搬送波の位相が略１２０°ずつ異なることを特徴とする超音波撮像方法。
【００３６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について、図を参照して説明する。
【００３７】
図３は、本発明を実施すべく構成された超音波診断装置のブロック図の典型例である。超音波探触子１を構成する各素子は、切り替えスイッチ群２を介して、送波ビームフォーマ３と受波ビームフォーマ１０に接続されている。送波ビームフォーマ３では、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、送信波形メモリ５から送信波形選択部４により選択されて読み出された波形を用い、各素子を通じて送信されたときに指向性を持つ超音波パルスとなるような信号が生成される。この信号が、超音波探触子１の各素子により超音波パルスに変換されて生体に送信される。生体中で反射あるいは散乱されて超音波探触子１に戻ってきた超音波エコー信号は、各素子に受信されて、電気信号に変換される。
【００３８】
受波ビームフォーマ１０では、送受信シークエンス制御部６による制御に従って、指向性を持つ受信感度を生成すべく、各受波信号に遅延時間を与えて互いに加算する。遅延加算により得られた時系列信号は、やはり送受信シークエンス制御部６による制御に従って、受波メモリ選択部１１により選択された受信波形メモリ１２中の１つのバンクへ一旦書き込まれ、互いに加算すべき時系列信号がそろったのちに読み出されて、加算器１３により互いに加算される。加算器出力信号は、雑音成分を除去する帯域通過フィルタ１４を通過したのち包絡線信号検出器Ａ１６において包絡線信号に変換され、スキャンコンバータ１８に入力される。一方、受信波形メモリ１２に書き込まれた時系列信号の一部は、読み出されたまま、互いに加算されることなく、雑音成分を除去する帯域通過フィルタ１５を通過し、包絡線信号検出器Ｂ１７にて包絡線信号に変換され、スキャンコンバータ１８に入力される。スキャンコンバータ１８では、入力された複数の信号を適宜重畳して表示部１９にて２ないし３次元表示すべく、信号の生成・制御を行う。
【００３９】
送信波形メモリ５に、図１５に示すように、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が略１２０°ずつ異なる３つの超音波パルス波形（図中の（ａ）、（ｂ）、（ｃ））を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信するというシークエンスを、波形を代えて３回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を、図４中、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示した。ここでは、簡単のために、送信超音波パルスが生体軟部組織中を伝播したのち１つの点反射体により反射されて生ずる受信エコー信号を、数値計算シミュレーションにより求めて示した。搬送波周波数は、２ＭＨｚとした。図中の（ｄ）は、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）が加算器１３に入力されたときに得られる出力信号である。送信超音波パルスが生体軟部組織中を非線形伝播するため、（ａ）、（ｂ）、（ｃ）には基本波成分だけでなく第２高調波成分も含まれているが、加算器出力結果（ｄ）においては、本発明の原理から予測されるように、基本波成分同士が打ち消し合うだけでなく、第２高調波成分同士も打ち消し合い、信号振幅がほぼゼロとなっている。
【００４０】
これと対比するため、図５にはPulse Inversion法を用いた場合の結果を示した。この場合には、送信波形メモリ５に、共通の包絡線信号をもち、搬送波の位相が１８０°異なる２種類の超音波パルス波形を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信する。図中、（ａ）、（ｂ）には、このシークエンスを、波形を代えて２回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を示した。図中（ｃ）は、そのとき得られる加算器１３の出力信号であるが、基本波成分同士は打ち消し合っているが、第２高調波成分同士はむしろ強調し合った結果の信号が得られている。この信号は、Tissue Harmonic信号と呼ばれるもので、生体軟部組織を描出するとき、高い音響Ｓ/Ｎ比が得られるという利点はあるものの、造影剤の分布や動態だけを軟部組織と峻別して描出したい場合には、それを妨害する最大要因となってしまう。
【００４１】
次に、図４、図５の場合と同じ送受信シークエンスにおいて、造影マイクロバブルによる受信エコー信号を示す。図６、図８は、一例として、半径１.５μｍのマイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号を数値計算シミュレーションにより求めた結果であり、図７、図９は、そのときの帯域通過フィルタ１４の入出力信号である。図６、図７、図８、図９を通じ、音圧に比例する縦軸の尺度は共通である。
【００４２】
それぞれの対応関係について述べれば、図４の場合と同じく本発明を実施したときの送受信シークエンスにおいて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号が、図６中の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）であり、そのとき得られる加算器１３の出力信号すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号が、図６中の（ｄ）および図７中の（ａ）である。図７中の（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、それぞれ、通過帯域中心周波数を基本波周波数（２ＭＨｚ）、１.５倍高調波周波数（３ＭＨｚ）、第２高調波周波数（４ＭＨｚ）、２.５倍高調波周波数（５ＭＨｚ）、第３高調波周波数（６ＭＨｚ）に設定したときの帯域通過フィルタ１４の出力信号である。一方、図５の場合と同じくPulse Inversion法を実施したときの送受信シークエンスにおいて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号が、図８中の（ａ）、（ｂ）であり、そのとき得られる加算器１３の出力信号すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号が、図８中の（ｃ）および図９中の（ａ）である。図９中の（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、通過帯域中心周波数を図８の場合と同様に設定したときの帯域通過フィルタ１４の出力信号である。
【００４３】
元来、エコー信号中の第２高調波成分を強調すべく考案されたPulse Inversion法により、図９中の（ｃ）、（ｄ）に示されているように１.５倍高調波から第２高調波成分を多く含むマイクロバブル由来の信号が得られるのは当然として、エコー信号中の第２高調波成分のうち非線形伝播などにより生ずる成分を打ち消すべく考案された本発明の送受信シークエンスにより、図７中の（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）に示されているように、第２から第３高調波成分を多く含むマイクロバブル由来の充分な振幅の信号が得られていることは、注目すべきである。この特異かつ有用な現象の起源は、マイクロバブルが、大きな非線形性をもつ共振体であること、より一般化して言えば、遅延時間が振幅に依存する応答特性をもつことにある。すなわち、入出力音圧の間に、非線形性があっても遅延応答時間に振幅依存性がなければ、図４中の（ｄ）に示されているように、出力信号中の第２高調波成分は打ち消されてしまう。一方、単なる線形共振体では、第２高調波成分そのものが発生しないので論外である。
【００４４】
本発明による送受信シークエンスでは、以上の原理を背景に、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳しても、それを打ち消しながら、造影用マイクロバブル由来の充分な振幅の信号が得られるという特長もある。超音波送信波形に第２高調波成分を意図的に重畳することにより、生体中または液体中におけるマイクロバブルの振動・成長・圧壊を強調したり、その反対に抑圧したりすることができる（参照：IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, vol.43, no.6, pp.1054-1062）。この第２高調波重畳送波は、造影用マイクロバブルを用いた超音波イメージングの場合にも、有用と考えられる。
【００４５】
図１０、図１１、図１２には、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳した場合に得られるエコー信号の例を示した。送信波形メモリ５に、共通の包絡線信号をもち、搬送波である基本波および第２高調波の位相が１２０°ずつ異なる３つの超音波パルス波形を書き込んでおき、送信波形選択部４により、そのうち１つを選択して送受信するというシークエンスを、波形を代えて３回実行した場合に、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を、図４の場合と同様に求めて、図１０中の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示し、そのとき得られる加算器１３の出力信号を（ｄ）に示した。また、造影用マイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号を図６の場合と同様に求めて、受信波形メモリ１２中の各バンクに書き込まれる信号を図１１中の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示し、そのとき得られる加算器１３の出力信号すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号を、図１１中の（ｄ）および図１２中の（ａ）に示した。図１２中の（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、（ｅ）、（ｆ）は、通過帯域中心周波数を図８の場合と同様に設定したときの帯域通過フィルタ１４の出力信号である。
【００４６】
図１０中の（ｄ）より明らかなように、送信パルス波形に第２高調波成分を意図的に重畳した場合でも、点反射体により散乱されて生ずる受信エコー信号については、加算器１３の入力信号の第２高調波成分同士が、図４の場合の非線形伝播により生ずる第２高調波成分と同様に、打ち消し合い、加算器出力信号振幅がほぼゼロとなっている。一方、造影用マイクロバブルにより散乱されて生ずる受信エコー信号については、図６の場合と同様に、加算器１３による加算によって打ち消されることなく、第２から第３高調波成分を多く含む充分な振幅の出力信号が得られている。
【００４７】
さらに、送信パルス波の位相について、本発明の効果を得るために必要な誤差範囲について検討した。例として、第２送信パルス波の位相が２０°ずれた場合について、加算器１３の出力信号すなわち帯域通過フィルタ１４の入力信号と、通過帯域中心周波数を基本波と第２高調波に合わせた場合のフィルタ出力信号を、図４の場合と同様に求めて、図１３中の（ｂ）、（ｃ）に示した。図中（ａ）には、比較のために、図５の場合、すなわちPulse Inversion法を位相誤差なしで実施できた場合の信号を示した。図１３中（ｃ）は、第２送信パルス波の位相ずれ２０°に対応させて、第３送信パルス波の位相を１０°ずらして、３つの送信パルス波の和信号がゼロになるように調整した場合である。
【００４８】
送信パルス波の包絡線信号を時間ｔの関数としてA(t)と書くと、本発明の実施例における第１、第２、第３の各送波パルス信号P1(t)、P2(t)、P3(t)は、位相誤差のないとき、
P1(t)＝A(t) sin ωt                                        （１）
P2(t)＝A(t) sin (ωt＋２π /３)                            （２）
P3(t)＝A(t) sin (ωt−２π /３)                            （３）
と書くことができる。このとき、
P1(t)＋P2(t)＋P3(t)＝０                                    （４）
の関係が成り立っている。第２パルスに位相誤差φ を生じたとき、第２パルスは、
P2(t)＝A(t) sin (ωt＋２π /３＋φ )                        （５）
と書くことができる。このとき、第３パルスを
P3(t)＝A3(t) sin (ωt−２π /３＋φ /２)                    （６）
A3(t)＝２A(t) cos (π /３＋φ /２)                          （７）
と書けるよう調整すれば、位相誤差φにかかわらず、（４）を成り立たせることができる。図１３中の（ｃ）は、そのような第３パルスの補正を行った結果であり、第２パルスの位相誤差にもかかわらず、加算器１３の出力信号中の基本波成分を打ち消すことができている。（４）が成立していること、一般的には、送信に用いるＮ個のパルス波形の和信号が実質的にゼロであることにより、Ｎ個の受信エコー信号を加算して得られる信号中の基本波成分が打ち消される。
【００４９】
図１４には、加算器１３の出力信号振幅のpeak-to-peak値を、第２パルスに与えた位相誤差の関数として示した。Pulse Inversion法を位相誤差なしで実施できた場合の値で規格化した信号振幅を、第３パルスの補正なしの場合（図中の（ａ））と補正を行った場合（図中の（ｂ））について示した。位相誤差が２０°に達すると、第３パルスの補正を行っても、軟部組織中の非線形伝播に由来し、造影用マイクロバブルに由来しない信号振幅が、従来のPulse Inversion法の半分以上となり、本発明の効果が充分に発揮されないことになってしまう。この結果から、本発明の効果を充分に得るには、送信パルスの位相誤差を１０°程度以下とすることが望ましいといえる。
【００５０】
以上説明したように、本発明を実施することにより、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播などに由来する信号成分を含まず、造影用マイクロバブルにのみ由来する信号を抽出することができる。
【００５１】
そのような信号を加算器１３の出力信号として得ることができ、さらにＳ/Ｎ比を向上された信号を帯域通過フィルタ１４の出力信号として得て、その包絡線信号として包絡線信号検出器Ａ１６の出力信号を得て、これが造影用マイクロバブルの空間分布を表す信号としてスキャンコンバータ１８に入力される。一方、受信波形メモリ１２中の１つのバンクに書き込まれた信号を帯域通過フィルタ１５に通してＳ/Ｎ比を向上させた信号から、包絡線信号検出器Ｂ１７により包絡線信号を得て、これが軟部組織の位置と形態を表す信号としてスキャンコンバータ１８に入力される。
【００５２】
スキャンコンバータ１８では、包絡線信号検出器Ｂ１７の出力信号を背景とし、これと識別するのに便利なように異なる色調によって包絡線信号検出器Ａ１６の出力信号が重畳されて表示部１９に表示される。このようにして、検査対象である患者の体の中における造影用マイクロバブルの分布を、２次元または３次元画像によりわかりやすく表示できる。
【００５３】
上述した実施例では、軟部組織の位置と形態を表す信号として、受信波形メモリ１２中の１つのバンクに書き込まれた信号をそのまま用いる場合について説明したが、一般的には、受信波形メモリ１２中の３つのバンクに書き込まれた信号に適切な重みをつけた加算信号を用いることができる。
【００５４】
また、以上の一連の説明では、３つの送信パルス波を用いる実施例について詳しく述べたが、原理説明において示したように、共通の包絡線信号をもつ３以上の整数Ｎ個の送信パルス波を用い、その搬送波の位相を３６０°／Ｎずつ回転させて、Ｎ回の送受信を行い、得られるＮ個のエコー信号を受信波形メモリ１２中のＮ個のバンクに一旦書き込み、読み出した信号を加算器１３に入力することによって、本発明を実施することもできる。
【００５５】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、エコー信号の中から、軟部組織中の非線形伝播などに由来する信号成分を含まず、造影用マイクロバブルにのみ由来する信号を抽出し、これにより、造影エコー像を基に確定診断を行うに足るＳ/Ｎ比の高い診断用画像を提供することが可能となる。このように、本発明を実施した装置の医用診断上の有用性はきわめて大きく、従って、医用診断を支える工業における本発明の意義もまた、大きい。
【図面の簡単な説明】
【図１】  Pulse Inversion法の原理を説明する図。
【図２】本発明による３パルス法の原理を説明する図。
【図３】本発明の実施例における超音波診断装置の構成を説明するブロック図。
【図４】本発明により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図。
【図５】  Pulse Inversion法により得られる、非線形伝播特性をもつ生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図。
【図６】本発明により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図。
【図７】本発明により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図。
【図８】  Pulse Inversion法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図。
【図９】  Pulse Inversion法により得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図。
【図１０】本発明において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の例を示す図。
【図１１】本発明において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の例を示す図。
【図１２】本発明において、送信パルス波に第２高調波を意図的に重畳した場合に得られる、造影用マイクロバブルによる散乱エコー信号の帯域通過フィルタ通過後の波形を示す図。
【図１３】本発明において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器出力信号波形の例を示す図。
【図１４】本発明において、送波パルスの位相に誤差があった場合に得られる、生体軟部組織中の点反射体によるエコー信号の、加算器出力信号振幅の位相誤差依存性を示す図。
【図１５】本発明における送信波形の一例を示す図。
【符号の説明】
１…超音波探触子、２…切り替えスイッチ群、３…送波ビームフォーマ、４…送信波形選択部、５…送信波形メモリ、６…送受信シークエンス制御部、１０…受波ビームフォーマ、１１…受波メモリ選択部、１２…受信波形メモリ、１３…加算器、１４…帯域通過フィルタＡ、１５…帯域通過フィルタＢ、１６…包絡線信号検出器Ａ、１７…包絡線信号検出器Ｂ、１８…スキャンコンバータ、１９…表示器。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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