本申请基于2008年7月11日提出的日本专利申请第2008-181726号 并主张其优先权，这里引用其全部内容。
技术领域
本发明涉及采用脉冲反相技术生成超声波图像数据的超声波诊断装 置，特别涉及基于因对被检体投放的造影剂的非线性特性而发生的接收反 射信号的高次谐波成分来生成超声波图像数据的超声波诊断装置。
背景技术
超声波诊断装置使用排列在超声波探头的前端部的多个超声波振动元 件(以下称作“振动元件”)依次进行对被检体的多个方向的超声波收发， 并基于从振动元件得到的反射超声波生成图像数据及时间序列数据，显示 在监视器上。超声波诊断装置仅通过使超声波探头接触在体表上的简单的 操作就能够实时地观测体内的2维图像数据及3维图像数据，所以广泛地 用于各种内脏器官的形态诊断及功能诊断。
近年来，开发出了对于被检体侵袭度较低的具有微小气泡的超声波造 影剂(以下单称作“造影剂”)。在将该造影剂注入到被检体的心脏内或血 管内的状态下，能够进行循环器官区域或腹部区域的超声波诊断(将该诊 断方法称作对比回波(contrast echo)法)。由于血流速度很慢，所以对比 回波法能够正确地观察不能使用以往的彩色多普勒法的腹部内脏器官的血 流状态。因此，可以期待血流量较少的肿瘤等的鉴别诊断的精度提高。
在使用造影剂的超声波检查中，注入到血管内等的造影剂的微小的气 泡(微泡)成为较强的超声波反射源。因此，通过检测来自与血流一起移 动的造影剂的反射波，能够感度良好地观察微弱的组织血流的信息。但是， 如果为了收集具有良好的S/N比的超声波图像数据而对造影剂的微小气泡 照射较强的超声波，则有随着微小气泡的破碎而导致造影剂的反射强度显 著地降低的问题。
为了应对该问题，提出了减影法(例如日本特开平8-336527号公报)， 该减影法中使用较强的超声波以规定的时间间隔对被投放了造影剂的被检 体的同一部位进行两次超声波收发、通过第1接收信号与第2接收信号的 减法处理提取来自造影剂的反射波，上述第1接收信号是通过第1次超声 波收发而得到的，上述第2接收信号是通过对因该第1次超声波收发而微 小气泡被破碎的同一部位进行第2次超声波收发而得到的。
一般，在对微小气泡照射发送超声波的情况下，因该微小气泡所具有 的音响非线性特性而发生高次谐波成分。已知该高次谐波成分的偶数倍(通 常2倍)的波形极性不依存于发送超声波的极性。利用该性质，提出了如 下技术(称作“脉冲反相法(PI法)”)(例如美国专利第6,095,980)，即利 用具有不发生微小气泡的破碎的小振幅、并且相位相差180度的两个发送 超声波，对被检体的同一部位进行两次超声波收发，通过由第1超声波收 发得到的第1接收信号与由第2超声波收发得到的第2接收信号的加法处 理，提取由造影剂的微小气泡引起的接收信号的高次谐波成分。
还提出了使用最大值保持运算法对基于由PI法得到的接收信号的高次 谐波成分的图像数据和基于基波成分的图像数据进行合成而同时观测血流 信息和内脏器官信息的方法(例如日本特开2007-236738号公报)。
通过上述提出的方法提取包含在接收信号中的高次谐波成分，观测作 为高次谐波成分的主要的发生源的造影剂的动态，从而能够掌握被投放了 造影剂的血管内的血流信息。例如，通过提取分别从虚血状态的肿瘤组织 和存在于该肿瘤组织的周围的富有血流的正常组织得到的接收信号的高次 谐波成分，能够鉴别与血液同时大量存在造影剂的正常组织和造影剂的存 在较少的肿瘤组织。
但是，由于被照射发送超声波的生物体组织与造影剂同样，也具有音 响非线性特性，所以在从生物体组织得到的接收信号中也包含有高次谐波 成分。特别是，在从肿瘤组织得到的接收信号中包含较多的高次谐波成分 的情况较多。因此，在通过提取从被检体的生物体组织得到的接收信号的 高次谐波成分来鉴别造影剂大量存在的组织和造影剂的存在较少的组织的 情况下，因生物体组织的非线性特性而发生的高次谐波成分会混入到因造 影剂的非线性特性而发生的高次谐波成分中，在从肿瘤组织得到的高次谐 波成分与从正常组织得到的高次谐波成分的差异很少的情况下，难以进行 肿瘤组织的鉴别诊断。即，存在难以正确地捕捉流入到组织内的造影剂的 信息的问题。
发明内容
本发明是为了解决上述问题而做出的，提供一种在通过提取从被投放 了造影剂的被检体的生物体组织得到的接收信号的高次谐波成分来观察血 流信息时，利用上述接收信号的基波成分等抑制因生物体组织的非线性特 性而发生的高频率成分，从而能够正确地捕捉造影剂的信息的超声波诊断 装置。
为了解决上述问题，本发明的超声波诊断装置的一技术方案，在基于 利用脉冲反相法提取的接收信号的高次谐波成分生成图像数据的超声波诊 断装置中，其特征在于，具备：收发控制单元，对被检体设定由多个构成 的超声波的收发方向；超声波探头，具有多个振动元件；收发单元，对上 述收发方向分别以规定时间间隔进行使用极性不同的多个驱动信号的超声 波收发；高次谐波成分提取单元，将通过上述各个驱动信号的上述振动元 件的驱动而由上述收发单元依次接收的多个接收信号加法处理，提取上述 接收信号的高次谐波成分；接收信号处理单元，将上述接收信号或包含在 上述接收信号中的基波成分对数变换处理而生成第1超声波数据，将上述 高次谐波成分对数变换处理而生成第2超声波数据；减法处理单元，将上 述第1超声波数据与上述第2超声波数据减法处理；图像数据生成单元， 基于通过上述减法处理单元的减法处理得到的第3超声波数据生成图像数 据。
根据本发明，在通过提取从被投放了造影剂的对应被检体的生物体组 织得到的接收信号的高次谐波成分观察血流信息时，利用上述接收信号的 基波成分等抑制因生物体组织的非线性特性而发生的高次谐波成分，从而 能够正确地捕捉造影剂的信息。因此，能够大幅提高诊断精度。
附图说明
构成说明书的一部分的附图用来说明本发明的各种实施方式及/或特 征，并且与文字描述一起解释本发明的实施方式。如果可能，则在各图中 使用相同的标号描述相同或相似的部分。
图1是表示本发明的实施例的超声波诊断装置的整体结构的框图。
图2是表示图1的实施例的超声波诊断装置具备的收发部的具体的结 构的框图。
图3A说明2维排列在超声波探头上的振动元件进行的3维扫描的超声 波的收发方向。
图3B表示图3A的3维扫描的投影在x-z平面上的收发方向。
图3C表示图3A的3维扫描的投影在y-z平面上的收发方向。
图4是表示该实施例的超声波诊断装置具备的高次谐波成分提取部及 接收信号处理部的具体结构的框图。
图5A是该实施例的第1或第2发送超声波的频率波谱。
图5B是通过第1或第2发送超声波得到的第1或第2接收超声波的基 波成分及高次谐波成分的频率波谱。
图6A表示通过采用脉冲反相法的超声波收发得到的接收信号的基波 成分及高次谐波成分的加法合成。
图6B表示通过高次谐波成分提取部的采用脉冲反相法的超声波收发 而得到的接收信号的基波成分及高次谐波成分的加法合成。
图7A表示通过向正常组织和肿瘤组织的超声波收发得到的接收信号 的高次谐波成分的差异。
图7B表示用基波成分对图7A的高次谐波成分进行了标准化的状态。
图8是表示在超声波数据的减法处理中使用的权重系数的具体例的图。
图9是表示本实施例的超声波诊断装置所具备的体数据生成部的具体 的结构的框图。
图10是表示本实施例的采用PI法的图像数据的生成顺序的流程图。
图11A至图11C表示在本实施例的变形例中使用的第1驱动信号至第 3驱动信号。
图12是表示本实施例的采用PI法的图像数据的生成顺序的流程图。
具体实施方式
在以下所述的本发明的实施例中，为了对被检体的同一部位放射第1 发送超声波及第2发送超声波，利用第1驱动信号及第2驱动信号以规定 的速率(rate)间隔将设在超声波探头2中的振动元件驱动两次。第1驱动 信号及第2驱动信号分别具有相等的振幅，相位相差180度。
通过对应于第1发送超声波及第2发送超声波而从收发部3得到的第1 接收信号及第2接收信号的加法处理，生成提取了高次谐波成分的第3接 收信号，并且，通过对第1接收信号的基波成分进行对数变换而生成的第1 超声波数据与对上述第3接收信号的高次谐波成分进行对数变换而生成的 第2超声波数据的减法处理，生成第3超声波数据。接着，生成3维图像 数据，并将得到的3维图像数据显示在显示部上，该3维图像数据是将对 该被检体进行3维扫描而收集到的、由多个构成的第3超声波数据进行处 理而生成的。
图1是表示本发明的实施例的超声波诊断装置的整体结构的框图。超 声波诊断装置100具备超声波探头2、收发部3、高次谐波成分提取部4、 接收信号处理部5、和减法处理部6。
超声波探头2在前端部具有多个振动元件，对包括被投放了造影剂的 被检体的诊断对象部位在内的3维区域的规定方向发送第1发送超声波(第 1超声波脉冲)和相对于该第1发送超声波相位相差180度的第2发送超声 波(第2超声波脉冲)，将从上述诊断对象部位得到的第1接收超声波(第 1超声波反射波)及第2接收超声波(第2超声波反射波)变换为第1接收 信号组及第2接收信号组。
收发部3将用于对上述3维区域的规定方向发送第1发送超声波及第2 发送超声波的第1驱动信号及第2驱动信号供给到超声波探头2的上述振 动元件。收发部3还将从振动元件得到的多个信道的第1接收信号组及第2 接收信号组调相相加，从而生成第1接收信号及第2接收信号。
高次谐波成分提取部4通过对调相相加得到的第1接收信号和第2接 收信号进行加法处理，提取包含在这些接收信号中的高次谐波成分，生成 第3接收信号。
接收信号处理部5对调相相加后的第1接收信号或第2接收信号进行 后述的信号处理而生成第1超声波数据，还对由高次谐波成分提取部4生 成的第3接收信号进行同样的信号处理而生成第2超声波数据。
减法处理部6将上述第1超声波数据与第2超声波数据进行相减处理， 生成第3超声波数据。
超声波诊断装置100还具备体数据生成部7、生成3维图像数据的图像 数据生成部8、显示部9、输入部10和系统控制部12。
体数据生成部7基于通过对该被检体的3维区域进行3维扫描而收集 的、由多个构成的第3超声波数据，生成体数据。图像数据生成部8对该 体数据进行绘制(rendering)处理而生成3维图像数据。显示部9显示生 成的3维数据。输入部10进行被检体信息的输入及图像数据生成条件的设 定等。收发控制部11控制对被检体的超声波的收发方向及驱动信号的极性 等。系统控制部12综合地控制超声波诊断装置100具备的上述各单元。
图1的超声波探头2在其前端部具有2维排列的多个N个振动元件(未 图示)。这些振动元件分别经由N信道的多芯线缆连接在收发部3的输入输 出端子上。振动元件是电气音响变换元件，在发送时将电脉冲(驱动信号) 变换为超声波脉冲(发送超声波)，在接收时将超声波反射波(接收超声波) 变换为电接收信号。
另外，在超声波探头2，有扇区(sector)扫描对应、线性(linear)扫 描对应、凸面(convex)扫描对应等，操作者能够根据诊断部位任意地选 择。在本实施例中，对利用2维排列了N个振动元件的扇区扫描用的超声 波探头2收集3维图像数据的情况进行说明。
在图2中表示收发部3的结构。收发部3具备发送部31和接收部32。 发送部31对设置于超声波探头2的N个振动元件供给用来对被检体放射第 1发送超声波的第1驱动信号、和用来放射相对于该第1发送超声波相位相 差180度的第2发送超声波的第2驱动信号。
接收部32将分别对应于第1发送超声波及第2发送超声波而从上述振 动元件得到的由N信道构成的第1接收信号组及第2接收信号组，分别进 行调相相加(相位匹配相加)而生成第1接收信号及第2接收信号。
发送部31具备速率脉冲发生器311、发送延迟电路312及N信道的独 立的驱动电路313。速率脉冲发生器311基于从系统控制部12供给的控制 信号，生成决定第1发送超声波及第2发送超声波的重复周期的速率脉冲。
发送延迟电路312由N信道的独立的延迟电路构成。发送延迟电路312 根据从收发控制部11供给的控制信号，对上述速率脉冲赋予用来为了得到 较细的束宽而将发送超声波聚束到规定的深度的延迟时间(聚束用延迟时 间)和用来将发送超声波向规定的收发方向(θp、φq)放射的延迟时间(偏 向用延迟时间)。
N信道的独立的驱动电路313基于上述速率脉冲和从收发控制部11供 给的控制信号，生成用来放射第1发送超声波的第1驱动信号和用来放射 第2发送超声波的第2驱动信号，并供给到设置于超声波探头2的N个振 动元件。
具体而言，同步于上述速率脉冲而生成由N信道构成的第1驱动信号、 和相对于该第1驱动信号相位相差180度(即波形的极性反转)的由N信 道构成的第2驱动信号。
接收部32具备由N信道构成的A/D变换器321、接收延迟电路322 和加法器323。A/D变换器321分别基于与第1发送超声波及第2发送超声 波对应的第1接收超声波及第2接收超声波，将从超声波探头2的振动元 件供给的N信道的第1接收信号组及第2接收信号组变换为数字信号。
接收延迟电路322分别对从A/D变换器321输出的N信道的接收信号 组赋予用来对来自规定的深度的超声波反射波进行聚束的聚束用延迟时 间、和用来沿θ(azimuth)方向及φ(elevation)方向对于规定的收发方向 (θp、φq)设定较强的接收指向性的偏向用延迟时间。
加法器323对从这些接收延迟电路322供给的各个接收信号组进行加 法合成，生成第1接收信号及第2接收信号。
即，通过接收延迟电路322和加法器323，将对应于从规定方向(θp、 φq)得到的接收超声波的第1接收信号组及第2接收信号组调相相加。
图3A以超声波探头3的中心轴为z轴，表示相对于在x轴(azimuth) 方向及y轴(elevation)方向上2维排列的振动元件Trs的距离r的位置P 的超声波的收发P(r，θp，φq)。
图3B表示从z轴的角度为θp的、投影到x轴(azimuth)方向的x-z 平面上的收发位置P，图3C表示从z轴的角度为φq的、投影到y轴 (elevation)方向的y-z平面上的收发位置P。
发送部31的发送延迟电路312及接收部32的接收延迟电路322的延 迟时间由按照从收发控制部11供给的扫描控制信号控制，对该被检体的诊 断对象部位进行第1发送超声波及第1接收超声波和第2发送超声波及第2 接收超声波的3维扫描。
如图4所示，高次谐波成分提取部4具备接收信号存储部41和运算部 42。高次谐波成分提取部4提取从被投放了造影剂的该被检体的诊断对象 部位得到的接收信号中包含的高次谐波成分。
例如，在对收发方向(θp、φq)以规定的速率间隔进行了使用第1驱 动信号的超声波收发和使用第2驱动信号的超声波收发的情况下，高次谐 波成分提取部4的接收信号存储部41保存在使用了领先的第1驱动信号的 超声波收发中由接收部32的加法器323生成的第1接收信号。
高次谐波成分提取部4的运算部42通过对第2接收信号与保存在接收 信号存储部41中的第1接收信号进行加法合成，提取包含在各个接收信号 中的高次谐波成分而生成第3接收信号，所述第2接收信号是在后续于使 用了第1驱动信号的超声波收发的、使用了第2驱动信号的超声波收发中 由加法器323生成的。
参照图5A、图5B及图6A、图6B，说明因被投放到被检体中的造影 剂及生物体组织的非线性特征而发生的接收信号的高次谐波成分及其提取 方法。
图5A是上述第1发送超声波或第2发送超声波的频率波谱。图5B是 通过上述第1或第2发送超声波得到的第1接收超声波或第2接收超声波 的频率波谱。例如，如图5A所示，在被发送到被检体的体内的发送超声波 的频率波谱以频率fo为中心分布的情况下，接收超声波的频率波谱如图5B 所示，具有与发送超声波同样以频率fo为中心分布的基波成分、和以频率 2fo为中心分布且比基波成分小的高次谐波成分。
图6A是表示通过使用脉冲反相法(PI法)的超声波收发而得到的接 收信号的基波成分、和高次谐波成分提取部4的加法合成的图。图6A所示 的接收信号的基波成分在驱动信号为正极性(a-1)的情况和负极性(a-2) 的情况下其极性反转，所以通过将它们加法合成就能够抵消(a-3)。
图6B是表示通过使用脉冲反相法(PI法)的超声波收发而得到的接 收信号的高次谐波成分、和高次谐波成分提取部4的加法合成的图。如图 6B所示，此时得到的接收信号的高次谐波成分在驱动信号为正极性(b-1) 的情况及负极性(b-2)的情况下其极性没有变化。因此，通过将它们加法 合成，接收信号的高次谐波成分增大到2倍(b-3)。
即，通过将采用使用了相位相差180度的第1驱动信号和第2驱动信 号的脉冲反相法而得到的第1接收信号和第2接收信号加法合成，能够仅 提取高次谐波成分。
超声波诊断装置100的接收信号处理部5对从高次谐波成分提取部4 及收发部3供给的接收信号进行处理而生成超声波数据(B模式数据)。接 收信号处理部5如图4所示，具备由2信道构成的滤波器部51、检波部52 及对数变换部53。
即，将在收发部3的接收部32中生成的第1接收信号或第2接收信号 提供给接收信号处理部5的滤波器部51a，通过滤波处理将在这些接收信号 中包含的高次谐波成分除去。除去了高次谐波成分的第1接收信号或第2 接收信号在检波部52a及对数变换部53a中被进行包络线检波和对数变换， 生成第1超声波数据。
另一方面，将在高次谐波成分提取部4中生成的第3接收信号提供给 滤波器部51b，通过滤波处理将在第1接收信号和第2接收信号的加法处理 中残留的基波成分除去。基波成分被大致完全除去的第3接收信号在检波 部52b及对数变换部53b中被进行包络线检波和对数变换，生成第2超声 波数据。
超声波诊断装置100的减法处理部6(图1)具备系数数据保管部、存 储部和运算部(都未图示)。在系数数据保管部中，预先保管着在上述第1 超声波数据与第2超声波数据的减法处理中使用的各种权重系数数据。在 存储部中，保存有在接收信号处理部5中生成的第1超声波数据。
减法处理部6的运算部基于由输入部10设定的权重系数数据或从输入 部10供给的选择信息，通过使用了从保管在上述系数数据保管部中的各种 权重系数数据中选择的权重系数数据的第1超声波数据与第2超声波数据 的减法处理，生成第3超声波数据。
对上述减法处理进一步说明。例如，如果将在通过脉冲反相法的超声 波收发得到的第1接收信号Sr1及第2接收信号Sr2中包含的基波成分及 高次谐波成分分别设为Srf、Srh，则通过式(1)表示在高次谐波成分提取 部4中生成的第3接收信号Sr3，此外，通过式(2)表示在接收信号处理 部5中生成的第1超声波数据D1及第2超声波数据D2。
Sr3＝Sr1+Sr2＝(Srf+Srh)+(-Srf+Srh)＝2Srh···(1)
D1＝log[Srf]，D2＝log[Sr3]＝log[2Srh]···(2)
因而，可以用下式(3)表示在减法处理部6中生成的第3超声波数据 D3。
D3＝W2D2-W1D1＝W2log[2Srh]-W1log[Srf]···(3)
其中，上式中的W1及W2是对于第1超声波数据及第2超声波数据的 权重系数，[Srf]及[Srh]表示被包络线检波的基波成分及高次谐波成分。这 里，为了使说明变得简单，在设权重系数W1及W2为W1＝W2＝1的情况 下，式(3)可以变形为如下式(4)。
D 3 = D 2 - D 1 = log [ 2 Srh ] - log [ Srf ] = log ( [ 2 Srh ] [ Srf ] ) · · · ( 4 ) ]]>
即，如上述式(4)所示，通过第1超声波数据D1与第2超声波数据 D2的减法处理得到的第3超声波数据D3等价于将第3接收信号Sr3的高 次谐波成分的绝对值[2Srh]用第1接收信号Sr1或第2接收信号Sr2的基波 成分的绝对值[Srf]除(标准化)后进行对数变换的值。
下面说明采用了上述的第1超声波数据D1与第2超声波数据D2的减 法处理的本实施例的效果。图7A是示意地表示例如对被具有丰富的组织血 流的正常组织包围的虚血状态的肿瘤组织，从箭头的方向收发超声波而得 到的接收信号的高次谐波成分的图。在该情况下，从正常组织得到的高次 谐波成分E1的大部分是因与血液一起流入到该正常组织内的造影剂的非 线性特性而引起的。从肿瘤组织得到的高次谐波成分E2是因肿瘤组织的非 线性特性而引起的。如上所述，在从肿瘤组织得到的高次谐波成分E2与从 正常组织得到的高次谐波成分E1的差异δE很小的情况下，难以进行肿瘤 组织的鉴别诊断。
本发明着眼于因肿瘤组织的非线性特性而发生的高次谐波成分的大小 较大地依存于从肿瘤组织得到的接收信号的基波成分的大小的特性，通过 考虑该基波成分来进行肿瘤组织与正常组织的鉴别。
即，在从肿瘤组织得到的接收信号的基波成分A2相对于从正常组织得 到的接收信号的基波成分A1处于A2＞A1的关系的情况下，将从正常组织 得到的高次谐波成分E1及从肿瘤组织得到的高次谐波成分E2分别除以基 波成分A1及A2。由此，肿瘤组织与正常组织的鉴别变得容易。
另外，在从肿瘤组织得到的接收信号的基波成分A2相对于从正常组织 得到的接收信号的基波成分A1处于A1＞A2的关系的情况下，也如图7B 中用虚线表示那样，用基波成分标准化的正常组织的高次谐波成分F1 (F1＝E1/A1)与肿瘤组织的高次谐波成分F2(F2＝E2/A2)的差异δF比正 常组织的高次谐波成分E1与肿瘤组织的高次谐波成分E2的差异δE(图 7A)大，鉴别变得容易。
接收信号的高次谐波成分与基波成分相比更容易受到生物体组织的超 声波衰减的影响。在这样的情况下，通过在上述减法处理中使用权重系数， 能够得到适合于鉴别诊断的差异δF。
特别是，如图8所示，将对于第1超声波数据D1的权重系数W1及对 第2超声波数据D2的权重系数W2设定为，使其相对于深度方向可变，并 使来自深部的高次谐波成分相对地放大，从而能够得到S/N良好的第3超 声波数据。此时，根据发送超声波的中心频率及观测深度等，设定或选择 上述权重系数W1及W2。
在本实施例的超声波诊断装置100中，如式(4)所示，通过对数变换 后的高次谐波成分(第2超声波数据)与对数变换后的基波成分(第1超 声波数据)的减法处理，进行基于基本成分的标准化。
图9是表示超声波诊断装置100的体数据生成部7的结构的框图。体 数据生成部7具备超声波数据存储部71、插值处理部72及体数据存储部 73。在超声波数据存储部71中，将收发方向(θp、φq)作为附带信息而 依次保存有通过对被检体的诊断对象部位进行3维扫描而得到的第3超声 波数据。
插值处理部72使从超声波数据存储部71读出的由多个构成的超声波 数据对应于收发方向(θp、φq)而排列，从而形成时间序列的3维超声波 数据。进而，对构成该3维超声波数据的不等间隔的体素进行插值处理， 生成由相对于图3的x方向、y方向及z方向各向同性的体素构成的体数据。 得到的时间序列的体数据被保存到体数据存储部73中。
超声波诊断装置100的图像数据生成部8对从体数据生成部7依次供 给的体数据进行绘制处理，生成体绘制图像数据及表面绘制图像数据等的3 维图像数据。图像数据生成部8具备不透明度和色调设定部以及绘制处理 部(未图示)。不透明度和色调设定部根据体数据的体素值等设定各体素的 不透明度及色调。绘制处理部使用规定的处理程序对具有由上述不透明度 和色调设定部设定的不透明度及色调的体数据进行绘制处理，生成时间序 列的3维图像数据。
超声波诊断装置100的显示部9具备显示数据生成部、变换部及监视 器(都未图示)。显示数据生成部对由图像数据生成部8生成的3维图像数 据进行基于规定的显示格式的坐标变换，再叠加被检体信息等的附带信息， 生成显示用数据。变换部对由上述显示数据生成部生成的显示用数据进行 D/A变换和电视格式变换，显示在上述监视器上。
超声波诊断装置100的输入部10是具备显示面板及键盘、各种开关、 选择按钮、鼠标等的输入设备的交互型接口，具备：PI法选择功能101， 进行脉冲反相法的选择；及权重系数设定功能102，进行第1超声波数据与 第2超声波数据的减法处理中的权重系数的选择及设定。进而，利用上述 显示面板及输入设备进行被检体信息的输入、体数据生成条件的设定、图 像数据生成条件及图像数据显示条件的设定、各种命令信号的输入等。
超声波诊断装置100的收发控制部11根据从输入部10供给的体数据 生成条件，控制能够对包括被检体的诊断对象部位在内的3维区域的希望 方向进行超声波的收发的收发部3的发送延迟电路312及接收延迟电路322 的延迟时间。并且，根据从输入部10供给的PI法选择信息，控制由收发 部3的驱动电路313生成的第1驱动信号及第2驱动信号的极性及振幅等。
超声波诊断装置100的系统控制部12具备CPU和存储电路。在存储 电路中保存有由输入部10选择/设定的上述各种信息。CPU根据上述选择 信息及设定信息控制超声波诊断装置100的各单元，对被投放了造影剂的 该被检体的诊断对象部位进行采用PI法的3维扫描。
图10是表示本实施例的采用PI法的图像数据的生成顺序的流程图。 超声波诊断装置的操作者首先在输入部10中进行被检体信息的输入、体数 据生成条件的设定、图像数据生成条件及图像数据显示条件的设定、PI法 的选择等的初始设定之后，将超声波探头2的前端部配置在被投放了造影 剂的该被检体的体表面上，输入图像数据的生成开始指令(图10，步骤S1)。
系统控制部12如果从输入部10接收到图像数据的生成开始指令，则 对收发控制部11供给用来对收发部3的发送延迟电路312及接收延迟电路 322的延迟时间和驱动电路313的驱动信号的极性进行控制的指示信号。系 统控制部12还对收发部3的速率脉冲发生器311供给指示信号，接收到该 指示信号的速率脉冲发生器311生成具有规定的重复周期的速率脉冲，向 发送延迟电路312供给。
发送延迟电路312根据从收发控制部11供给的控制信号，对上述速率 脉冲赋予用来将超声波聚束到规定的深度的聚束用延迟时间和用来向最初 的收发方向(θ1、φ1)发送超声波的偏向用延迟时间，从而生成N信道的 速率脉冲，将这些速率脉冲向N信道的驱动电路313供给。
驱动电路313根据从收发控制部11供给的控制信号和从发送延迟电路 312供给的速率脉冲，同步于从发送延迟电路312供给的速率脉冲而生成例 如具有正极性的由N信道构成的第1驱动信号，并将该第1驱动信号向设 置于超声波探头2的N个振动元件供给，对被检体内放射第1发送超声波。
放射的第1发送超声波的一部分被音响阻抗不同的被检体的内脏器官 边界面及组织反射，由设置于超声波探头2的N个振动元件接收，被变换 为由N信道构成的电气的第1接收信号组。
该第1接收信号组由接收部32的A/D变换器321变换为数字信号。进 而，在接收延迟电路322中根据从收发控制部11供给的控制信号，而被赋 予用来将接收超声波聚束到规定的深度的聚束用延迟时间和用来对来自最 初的收发方向(θ1、φ1)的接收超声波设定较强的接收指向性的偏向用延 迟时间。
然后，在加法器323中调相相加而生成第1接收信号。得到的第1接 收信号被临时保存在高次谐波成分提取部4中设置的接收信号存储部41 中，并被供给到接收信号处理部5(图10，步骤S2)。
被供给了第1接收信号的接收信号处理部5的滤波器部51a通过滤波 处理将包含在第1接收信号中的高次谐波成分除去。检波部52a及对数变 换部53a对滤波处理后的第1接收信号进行包络线检波和对数变换，生成 第1超声波数据。将得到的第1超声波数据临时保存在设在减法处理部6 中的存储部中(图10，步骤S3)。
如果高次谐波成分提取部4的接收信号存储部41中的第1接收信号的 保存和减法处理部6的存储部中的第1超声波数据的保存结束，则通过同 样的顺序对相同的收发方向(θ1、φ1)放射具有负极性的第2发送超声波， 收发部3的接收部32将通过放射该第2发送超声波而得到的由N信道构成 的第2接收信号组的整相相加生成的第2接收信号向高次谐波成分提取部4 供给(图10，步骤S4)。
高次谐波成分提取部4的运算部42将保存在自己的接收信号存储部41 中的第1接收信号读出，通过该第1接收信号与从收发部3的接收部32新 供给的第2接收信号的加法处理，生成被提取了高次谐波成分的第3接收 信号(图10，步骤S5)。将得到的第3接收信号向接收信号处理部5供给。
被供给了第3接收信号的接收信号处理部5的滤波器部51b通过滤波 处理将残留在第3接收信号中的基波成分除去。检波部52b及对数变换部 53b对滤波处理后的第3接收信号进行包络线检波和对数变换，生成第2 超声波数据(图10，步骤S6)。将得到的第2超声波数据向减法处理部6 供给。
减法处理部6的运算部根据从输入部10供给的选择信息，从保管在自 己的系数数据保管部中的各种权重系数数据之中读出希望的权重系数数 据。对从自己的存储部读出的第1超声波数据和从接收信号处理部5新供 给的第2超声波数据使用上述权重系数进行减法处理，生成第3超声波数 据。对得到的第3超声波数据附加最初的收发方向(θ1、φ1)的信息，保 存在体数据生成部7的超声波数据存储部71中(图10，步骤S7)。
如果最初的收发方向(θ1、φ1)的第3超声波数据的生成和保存结束， 则收发控制部11控制收发部3的发送延迟电路312及接收延迟电路322的 延迟时间，对依次向θ方向每次更新Δθ、向φ方向每次更新Δφ的3维区 域的收发方向(θp，φq)(θp＝θ1+(p-1)Δθ(p＝1～P)，φq＝φ1+(q-1) Δφ(q＝1～Q)，其中超声波收发方向(θ1，φ1)除外)分别以同样的顺 序反复进行超声波的收发而进行3维扫描。在各个收发方向上得到的第3 超声波数据也以上述收发方向为附带信息而保存在体数据生成部7的超声 波数据存储部71中(图10，步骤S2至S7)。
体数据生成部7的插值处理部72将从自己的超声波数据存储部71读 出的由多个构成的第3超声波数据与收发方向(θp，φq)对应地排列，从 而形成时间序列的3维超声波数据。进而，对构成该3维超声波数据的不 等间隔的体素进行插值处理而生成体数据。将得到的时间序列的体数据保 存在体数据存储部73中(图10，步骤S8)。
图像数据生成部8的不透明度和色调设定部根据体数据的体素值等， 设定各体素的不透明度及色调。另一方面，图像数据生成部8的绘制处理 部对具有上述不透明度及色调的体数据进行使用了规定的处理程序的绘制 处理，生成3维图像数据，将得到的时间序列的3维图像数据显示在显示 部9上(图10，步骤S9)。
上述实施例说明了如下情况，即利用具有相等的振幅且相位相差180 度的第1驱动信号及第2驱动信号，驱动设置于超声波探头2的N信道的 振动元件，将通过此时得到的第1接收信号及第2接收信号的加法处理而 提取的接收信号的高次谐波成分用第1接收信号或第2接收信号的基波成 分进行标准化。
图11A～图11C对本实施例的变形例进行说明。图11A是具有振幅Bo 的驱动波形的第1驱动信号，图11B是具有相对于第1驱动信号的驱动波 形具有2倍的振幅且相位相差180度的驱动波形的第2驱动信号。图11C 是具有与第1驱动信号的驱动波形同样的驱动波形的第3驱动信号。以下 说明利用这些驱动信号以规定的速率间隔依次驱动N信道的振动元件、并 将通过此时得到的第1接收信号至第3接收信号的加法处理而提取的接收 信号的高次谐波成分用第2接收信号的基波成分进行标准化的情况。
图12是表示本实施例的采用PI法的图像数据的生成顺序的流程图。 超声波诊断装置的操作者首先在输入部10中进行被检体信息的输入、体数 据生成条件的设定、图像数据生成条件及图像数据显示条件的设定、PI法 的选择等之后，将超声波探头2的前端部配置在被投放了造影剂的该被检 体的体表面上，输入图像数据的生成开始指令(图12，步骤S11)。
从输入部10接收到图像数据的生成开始指令的系统控制部12对收发 控制部11供给用来对收发部3的发送延迟电路312及接收延迟电路322的 延迟时间和驱动电路313的驱动信号的极性及振幅进行控制的指示信号。 进而，系统控制部12对收发部31的速率脉冲发生器311供给指示信号。
发送部31将根据从收发控制部11供给的控制信号生成的、例如具有 正极性的振幅Bo的第1驱动信号(图11A)向超声波探头2的振动元件供 给，对被检体内的最初的收发方向(θ1，φ1)放射第1发送超声波。
接收部32的接收延迟电路322及加法器323将随着第1发送超声波的 放射而上述振动元件检测到的第1接收信号组调相相加而生成第1接收信 号，保存到高次谐波成分提取部4的接收信号存储部41中(图12，步骤 S12)。
如果第1接收信号的生成和保存结束，则发送部31同样根据从收发控 制部11供给的控制信号，将具有负极性的振幅2Bo的第2驱动信号(图 11B)向超声波探头2的振动元件供给，对相同的收发方向(θ1，φ1)放 射第2发送超声波。此时在接收部32中生成的第2接收信号被保存到高次 谐波成分提取部4的接收信号存储部41中，进而被供给到接收信号处理部 5(图12，步骤S13)。
另一方面，被供给了第2接收信号的接收信号处理部5的滤波器部51a 通过滤波处理将包含在该接收信号中的高次谐波成分除去，检波部52b及 对数变换部53b对滤波处理后的第2接收信号进行包络线检波和对数变换， 生成第1超声波数据。将得到的第1超声波数据保存到设在减法处理部6 中的存储部中(图12，步骤S14)。
发送部31将根据从收发控制部11供给的控制信号生成的具有与第1 驱动信号同样的正极性和振幅Bo的第3驱动信号(图11C)向超声波探头 2的振动元件供给，对收发方向(θ1，φ1)放射第3发送超声波，将此时 接收部32生成的第3接收信号向高次谐波成分提取部4供给(图12，步骤 S15)。
高次谐波成分提取部4的运算部42将保存在自己的接收信号存储部41 中的第1接收信号及第2接收信号读出，并通过该第1接收信号及第2接 收信号与从收发部3的接收部32新供给的第3接收信号的加法处理，生成 被提取了高次谐波成分的第4接收信号(图12，步骤S16)。将得到的第4 接收信号向接收信号处理部5供给。
被供给了第4接收信号的接收信号处理部5的滤波器部51b通过滤波 处理将残留在第4接收信号中的基波成分除去，检波部52b及对数变换部 53b对滤波处理后的第4接收信号进行包络线检波和对数变换而生成第2 超声波数据(图12，步骤S17)。将得到的第2超声波数据向减法处理部6 供给。
减法处理部6的运算部根据从输入部10供给的选择信息，从保管在自 己的系数数据保管部中的各种权重系数数据之中读出希望的权重系数数 据。接着，对从自己的存储部读出的第1超声波数据和从接收信号处理部5 新供给的第2超声波数据使用上述权重系数进行减法处理，生成第3超声 波数据(图12，步骤S18)。对得到的第3超声波数据附加收发方向(θ1， φ1)的信息，并保存到体数据生成部7的超声波数据存储部71中。
如果最初的收发方向(θ1，φ1)的第3超声波数据的生成和保存结束， 则收发控制部11控制收发部3的发送延迟电路312及接收延迟电路322的 延迟时间，对依次向θ方向每次更新Δθ、向φ方向每次更新Δφ的3维区 域的收发方向分别以同样的顺序反复进行超声波的收发。在各个收发方向 上得到的第3超声波数据也以上述收发方向为附带信息而保存在体数据生 成部7的超声波数据存储部71中(图12，步骤S12至S18)。
体数据生成部7的插值处理部72通过将从自己的超声波数据存储部71 读出的由多个构成的第3超声波数据与收发方向(θp，φq)对应地排列， 从而形成时间序列的3维超声波数据。进而，插值处理部72对构成该3维 超声波数据的不等间隔的体素进行插值处理而生成体数据。将得到的时间 序列的体数据保存在体数据存储部73中(图12，步骤S19)。
图像数据生成部8的不透明度和色调设定部根据体数据的体素值等， 设定各体素的不透明度及色调。另一方面，绘制处理部对具有上述不透明 度及色调的体数据进行使用了规定的处理程序的绘制处理，生成3维图像 数据，将得到的时间序列的3维图像数据显示在显示部9上(图12，步骤 S20)。
根据以上叙述的本发明的实施例及其变形例，在通过提取从被投放了 造影剂的该被检体的生物体组织得到的接收信号的高次谐波成分而观察血 流信息时，利用上述接收信号的基波成分抑制混入到因造影剂的非线性特 性而发生的高次谐波成分中的因生物体组织的非线性特性而发生的高次谐 波成分，从而能够正确地捕捉造影剂的信息。因此，能够使诊断精度大幅 地提高。
特别是，在上述实施例及其变形例中，由于通过基波成分将利用PI法 提取的接收信号的高次谐波成分标准化，所以能够有效地抑制较大地依存 于基波成分的生物体组织的高次谐波成分。此外，由于通过对数变换后的 接收信号的高次谐波成分与基波成分的减法处理来进行基于基波成分的标 准化，所以能够进行容易且正确的标准化。
此外，通过将在该减法处理中使用的权重系数更新，能够得到适合于 正常组织与肿瘤组织的鉴别等的对比度。进而，通过设定可沿深度方向变 化的权重系数，能够补偿容易受超声波衰减的影响的高次谐波成分，所以 能够得到S/N优良的良好的图像数据。
另一方面，根据上述实施例，由于能够根据利用振幅不同的驱动信号 收集到的第1接收信号至第3接收信号，进行利用PI法的图像数据的收集， 所以通过考虑高次谐波成分对驱动信号振幅的依存性，能够进行诊断能力 更好的图像数据的收集。
本发明并不限于上述实施例，能够变形而实施。例如，已叙述了上述 实施例的超声波数据的减法处理中使用的权重数据是根据从输入部10供给 的权重系数选择信息、从预先保管在减法处理部6的系数数据保管部中的 各种权重系数数据之中选择的数据的情况，但也可以由操作者在输入部10 中任意地设定。
此外，叙述了分别独立地设定或选择对第1超声波数据的权重系数W1 和对第2超声波数据的权重系数W2的情况，但例如如果预先设定如 W1＝1-W2这样的关系，则只要在检查时设定权重系数W1或权重系数W2 的任一个就可以，因而，能够缩短设定权重系数所需要的时间而减轻操作 者的负担。
已叙述了根据基波成分对接收信号的高次谐波成分进行标准化的情 况，但是在高次谐波成分明显少于基波成分的情况下，也可以利用包含基 波成分和高次谐波成分的接收信号进行标准化。
在上述实施例及变形例中，叙述了基于通过第1超声波数据与第2超 声波数据的减法处理得到的第3超声波数据生成的图像数据的生成和其显 示，但根据需要也可以进行基于第1超声波数据和/或第2超声波数据生成 的图像数据的显示。特别是，通过将这些图像数据并列显示或重叠显示在 同一监视器上，能够得到更多的有益的诊断信息。
也可以变更顺序来进行上述实施例中的基于第1驱动信号及第2驱动 信号的振动元件的驱动或基于上述变形例中的第1驱动信号至第3驱动信 号的振动元件的驱动。
在上述实施例的高次谐波成分提取部4中的第1接收信号及第2接收 信号的加法处理或变形例的高次谐波成分提取部4中的第1接收信号至第3 接收信号的加法处理中，也可以使用适当的权重系数进行这些接收信号的 加法合成。通过使用了该权重系数的接收信号的加法处理，也能够任意地 设定驱动信号的振幅。
例如，通过在上述变形例的加法处理中使用权重系数，不需要将第2 驱动信号与第1驱动信号的振幅比设定为已经叙述那样的整数倍(2倍)， 而能够任意地设定。此外，通过具有适当的权重系数的第1接收信号与第2 接收信号的加法合成，不再需要使用了第3驱动信号的超声波收发，能够 缩短生成图像数据所需要的时间。
在上述变形例中，使用第2接收信号的基本成分进行了高次谐波成分 的标准化，但并不限于此，也可以是使用第1接收信号或第3接收信号的 标准化。
另外，在上述实施例及其变形例中，对根据通过使用了PI法的该被检 体的3维扫描收集到的体数据生成3维图像数据的情况进行了叙述，但也 可以根据上述体数据而生成MIP(Maximum Intensity Projection：最大密度 投影)图像数据或MPR(Multi Planar Reconstruction：多平面重建)图像数 据，此外也可以通过2维扫描而生成2维图像数据。
对于上述3维扫描，叙述了使用2维排列了多个振动元件的所谓2维 阵列超声波探头进行的情况，但也可以使1维排列了多个振动元件的超声 波探头向规定方向机械移动或人工移动来进行。
本发明的其他实施方式对于本领域的技术人员而言，通过阅读说明书 并实践这里说明的本发明能够容易地得出。需要注意的是说明书和实施例 只是例示，本发明的主旨和技术范围由权利要求书给出。。