JP2000342586A

JP2000342586A - 超音波診断装置及び超音波診断方法

Info

Publication number: JP2000342586A
Application number: JP2000092446A
Authority: JP
Inventors: Eiichi Shiki; 栄一志岐; Yoshitaka Mine; 喜隆嶺
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 1999-03-30
Filing date: 2000-03-29
Publication date: 2000-12-12
Anticipated expiration: 2020-03-29
Also published as: JP4574790B2

Abstract

(57)【要約】【課題】高分解能フローモードの元で、高感度且つ高分
解能の血流又はパフュージョンの画像を提供し、微細な
血管まで、その存在を精細に観察可能にする。【解決手段】スキャン手段（８１〜８３）により、被検
体の同一方向に広帯域な周波数特性を有する超音波パル
スを少なくとも２回ずつ送信しながら画像化したい断面
をスキャンしてエコー信号が各回の送信毎に得られる。
処理手段８４は、断面上の各サンプル位置に対応して収
集されるエコー信号の時間軸方向のデータ列に、血流の
信号を抽出する高域濾波又は差分処理を施す。生成手段
８５は、この処理信号を輝度又はパワーのデータに生成
する。このデータは、血流又はパフュージョンを表わす
高分解能カラー（フロー）像又はグレースケールフロー
像として表示手段８６で表示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の動き要
素としての血流画像を高分解能且つ高感度に表示できる
超音波診断装置および超音波診断方法に関し、とくに、
血流画像を得るために被検体に超音波造影剤を投与して
コントラストエコー法を実施する場合に好適な超音波診
断装置および超音波診断方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波診断装置は、比較的小形でかつ安
価である、Ｘ線被爆がない、超音波ドプラ法により血流
イメージングが可能であるなどの優位性を有しており、
今や医療現場において診療に必須のイメージングモダリ
ティになっている。

【０００３】とくに、この超音波ドプラに拠る血流イメ
ージングは、心臓系などの病変部発見に威力を発揮する
機能で、カラーフローマッピングＣＦＭ（Ｃｏｌｏｒ
ＦｌｏｗＭａｐｐｉｎｇ）またはカラードプラ断層法
とも呼ばれ、殆どの超音波診断装置に標準装備されてい
るほどである。このカラーフローマッピングは２次元的
に血流情報をほぼリアルタイムに表示するもので、一般
的に超音波プローブに近づく流れを赤、プローブから遠
ざかる流れを青で表示させる。

【０００４】この表示を行うには、従来広く知られてい
るように、被検体内の同一場所（方向）を複数Ｎ回、超
音波走査して得られた時系列のエコー信号から所望の深
さ位置における血球の速度をドプラ法に基づき検出す
る。すなわち、ドプラ信号は、同一場所を所定時間間隔
で走査して得られる血球からの反射信号（血流信号）の
単位時間内の位相シフト量（ドプラシフト量）から求め
られ、これが血流速度に換算される。

【０００５】各回の超音波走査に伴うエコー信号には、
血球のように移動している物体からの反射波と、血管壁
や臓器実質のように殆ど移動していない固定物体からの
反射波が混在している。しかも特徴的なことは、その反
射強度の点においては後者が支配的であるが、前者には
ドプラシフトが生じているのに対し、後者の固定反射体
からの反射波（クラッタ信号）にはドプラシフトが殆ど
生じていない点にある。そこで、エコー信号から直交位
相検波器（ミキサとＬＰＦを備えて成る）によりドプラ
信号が抽出され、このドプラ信号からＭＴＩフィルタが
ドプラシフト量の差を利用してクラッタ成分を除去する
ことで、血流ドプラ信号が効率良く抽出される。この血
流ドプラ信号はその後、各深さ位置のＮ個のドプラデー
タを用いて周波数分析が行われ、そのスペクトルの平均
値（ドプラ周波数）、分散値、あるいは血球からの反射
強度（パワー）が算出される。ドプラ周波数ｆ_ｄは

【数１】の式に基づきドプラ速度ｖ_ｄに換算される。ｃは音速、
ｆ_Ｍはミキサの基準信号周波数、θは超音波ビームと血
流との成す角度である。このようにして得た血流情報
は、通常、Ｂモード像を背景にして、モニタ上に２次元
的に表示される。

【０００６】ここで、このカラーフローマッピング（Ｃ
ＦＭ）を行うときのＣＦＭモードを、分解能、Ｓ／Ｎ、
表示ダイナミックレンジ、折り返り周波数、リアルタイ
ム性などの観点からＢモードと比較する。

【０００７】送信超音波のバースト波数は、Ｂモードと
ＣＦＭモードとでは異なる。バースト波数は、超音波送
信周波数ｆ_０の逆数である送信周期Ｔ_０の長さを有する
超音波パルスの１周期の数である。

【０００８】Ｂモードは断層像、すなわち臓器実質が反
射した超音波信号を観察するモードである。臓器実質か
らの反射信号は、被検体への安全性を考慮した超音波音
圧の範囲内であっても十分に大きな信号値で検出するこ
とができるから、十分に高いＳ／Ｎを確保できる。そこ
で、バースト波数を１〜２波と小さい値に設定し、距離
分解能を十分に上げることができ、Ｓ／Ｎと距離分解能
とを両立させることができる。

【０００９】これに対して、ＣＦＭモードは血流、すな
わち血球からの反射信号（血流信号）を観察するモード
である。この血流信号は、臓器実質からのそれと比べ
て、約−４０〜−８０ｄＢと格段に小さい信号強度であ
る。このため、Ｂモードと同じ送信パルス条件の元では
Ｓ／Ｎが悪く、血流情報は殆ど得られない。

【００１０】そこで、送信超音波パルスのパワーを上げ
ることによりＳ／Ｎを改善できる。しかし、送信音圧
は、通常、Ｂモードにおいて既に被検体の安全性を考慮
して決めた値が限度であり、それ以上に上げることは困
難である。よって、バースト波数を３波以上の大きな値
に設定することで、送信超音波パルスのパワーを上げて
いる。ただし、バースト波数をあまり大きく設定する
と、距離分解能が劣化するので、バースト波数の上限値
は距離分解能の許容値で決まる。

【００１１】このようにして血流信号のＳ／Ｎを上げる
ことができるものの、バースト波数を許容範囲の限度値
まで大きく設定したとしても、血流信号のパワー値は依
然として、臓器実質からの反射信号のパワー値に比べ
て、数十ｄＢ程度小さい。したがって、表示のダイナミ
ックレンジにも差がある。Ｂモードの表示ダイナミック
レンジは例えば最大１００ｄＢと大きいが、ＣＦＭモー
ドの内のパワーを表示するパワーモードの表示ダイナミ
ックレンジは、例えば最大４０ｄＢと小さい。

【００１２】超音波パルスはレート周期Ｔ_ｒで繰り返し
送信される。このため、ＣＦＭモードの内のドプラ速度
を表示する速度モードにあっては、サンプリング定理か
ら、レート周期の逆数であるレート周波数ｆ_ｒ＝１／Ｔ
_ｒの半分の±ｆ_ｒ／２で折り返り現象が発生する。この
±ｆ_ｒ／２の値が折り返り周波数と呼ばれる。±の符号
は方向分離していることを示す。前記式（１）により、
折り返り周波数に対応する折り返り速度ｖ_ｒ／２を求め
ると、θ＝０とおいて、

【数２】となる。ｃ、ｆ_Ｍは一定値であるから、折り返り速度ｖ
_ｒ／２も一定値になる。この折り返り速度は、診断に供
するため、通常、ＴＶモニタ上に血流情報の２次元画像
と伴に表示している。

【００１３】さらに、Ｂモードは同一の走査線（ビーム
またはラスタ）方向に１回の超音波パルス送受信を行っ
て断層像を得るが、ＣＦＭモードは同一走査線方向に複
数回の超音波パルス送受信を行うことでドプラ信号を得
て、画像化する。これにより、ＣＦＭモードにおけるフ
レーム数はＢモードに比べて大幅に低下する。例えば、
同一方向に１６回の送受信を行う場合、Ｂモード分も含
めて合計１７回の送受信が必要になる。Ｂモードのフレ
ーム数を例えば１００フレーム／秒とすると、ＣＦＭモ
ードでは６フレーム／秒となって、リアルタイム性に劣
る。

【００１４】ＣＦＭモードでのリアルタイム性を改善す
る対策としては、送信を１方向から行い、複数方向から
同時に受信する「並列同時受信」と呼ばれる方法が実用
化されている。しかし、この並列同時受信を行う場合、
送信ビームを広げなければならないので、被検体内での
各サンプル位置（深さ位置）における送信パワーは低下
し、結局、検出感度が低下する。送信パワーは安全性に
関する規定により、所定値よりも上げることはできない
ので、並列同時受信を行えば一般的に検出感度は低下す
る。以上によって、血流信号という感度の低い信号を映
像化することを担うＣＦＭモードの場合、並列同時受信
法の使用にも制限がある。すなわち、診断部位が心腔内
など、比較的感度の良い部位に限られる。並列同時受信
法は、リアルタイム性を改善するために有効な手法では
あるが、診断部位に関係無く常時使用できる手法ではな
い。

【００１５】一方、腫瘍や虚血性心疾患の診断等を目的
として、腫瘍血流や冠動脈血流の検出のような、可能な
限り細い血管を検出したいという要求は従来から強くあ
ったため、従来のＣＦＭモードにおいて、高性能の部品
を使用することにより装置の基本性能を向上させると共
に、以下に示す感度向上策が検討された。

【００１６】即ち、パワーモードはその方式が近年、改
善されており、速度モードよりも感度が良い。その理由
は以下に拠る。

【００１７】速度モードでは、流速が零に近い場合や超
音波ビームと直交する流れは黒で表示されるので、速度
は表示されないに等しい。一方、改善されたパワーモー
ドに拠ると、これらの血流もパワーの強さに応じて表示
される。従って、低流速検出能が高い。

【００１８】また、速度モードでは、或る強さ以下の信
号は血流信号であっても、ノイズであると一律に判断さ
れて表示されない。これに対し、改善されたパワーモー
ドによれば、パワーが弱くても、輝度を下げて表示さ
れ、空間的な繋がりをみて血流か否かが判断されるの
で、感度の低い血流も検出され易い。

【００１９】このように改善されたパワーモードは感度
が向上しているにも拘らず、従来のＣＦＭモードの条件
がそのまま適用されており、その潜在的な性能を十分に
発揮するには至っていない。例えば、送信のバースト波
数は従来のままであり、空間分解能が低く、細い血管が
太く表示されたり、隣り合う血管が分離されずに表示さ
れたりして、低い診断能しか発揮できなかった。

【００２０】このような状況の中で、近年、超音波造影
剤を利用した血流評価の試みが行われている。被検体の
血管に投与した超音波造影剤（以下、造影剤という）
は、超音波信号の散乱強度を増強するので、この増強効
果を利用して診断能を向上させる血流画像を得ることが
期待されている。とくに、ここ数年、造影剤の性能が著
しく向上し、造影効果が上がっていることに加え、静脈
からの投与が可能になって侵襲性が低下していることか
ら、造影剤の使用は今後益々普及するものと思われる。
これに伴い、超音波診断装置に関しても、年々改善され
る造影剤の特徴を余すところ無く活用した診断を行うこ
とができる機能を備えて欲しい、との要望がある。

【００２１】この造影剤を投与した被検体の血流を従来
の超音波診断装置で観察する場合、残念ながら現状で
は、以下のような種々の問題が解決されずにいる。

【００２２】造影剤は、血流信号の感度を増強させるた
めに被検体に注入される。具体的には、造影剤は体表か
ら静脈に、または、カテーテルから動脈に投与され、心
臓や大血管を通って各臓器に流入する。造影剤の主成分
は直径が約数ミクロンの微小気泡であり、血球に比較し
て散乱強度は格段に高い（例えば数十ｄＢ程度、高
い）。この造影剤の投与によって、血流信号（実際には
血管を流れる造影剤からのエコー信号）は臓器実質から
のエコー信号と比肩できる程度に大幅に増強される。こ
れにより、今まで検出が困難であった微細血管や深部血
管の検出も可能であると考えられる。

【００２３】しかしながら、実際には、Ｂモードで表示
される血管径に比較して血流が大幅にはみ出して表示さ
れる、「ブルーミング」と呼ばれる現象の発生が報告さ
れている。図３８（ａ）には、血管Ｂを描出した通常の
ドプラ速度画像の例を、また同図（ｂ）には造影剤投与
に因りブルーミングを起こしたドプラ速度画像の例を夫
々、説明的に示す。このように、ブルーミングを起こす
と、空間分解能が著しく劣化し、診断は現状では実際
上、困難である。

【００２４】ブルーミングの発生原因は次のように考え
られる。例えば、送信する超音波パルスのパルス長がバ
ースト波数Ｍ（正の整数）および送信周波数ｆ_０で決ま
る長さに設定されているとする。送信回路から出力され
る時点のパルス長はＭ／ｆ_０となる。このパルス長の超
音波パルスがプローブを通して送受信されると、被検体
の周波数依存性減衰やプローブの帯域特性に因り、受信
パルスはその時間軸方向に、すなわち深さ方向に鈍っ
て、拡りをもってしまう。さらに、受信してから表示す
るまでの段階で、種々の処理を目的としたフィルタによ
る信号処理がなされるから、これらのフィルタ処理に因
って、受信パルス波形は一層鈍り、時間軸方向に広が
る。

【００２５】これに対し、造影剤を使用しない場合、こ
の広がりはあまり生じない。この理由は以下のように考
えられる。血流信号はその強度が低く、装置のノイズレ
ベルを僅かに上回る程度の値に過ぎない。このため、受
信パルスの広がりの裾野の大部分はノイズレベル以下と
なり、このノイズレベル以上の強度を持つパルス長部分
はＭ／ｆ_０を僅かに上回る程度か、場合によっては下回
る。表示は通常、ノイズを表示しないようにゲインを設
定して行うので、パルス波形の広がりに因る影響は画像
上では殆ど現れない。すなわち、画像上での深さ方向の
血管径は、本来の血管自体の径にパルス長Ｍ／ｆ_０を加
えた本来の分解能の劣化範囲内に収まり、実使用でき
た。

【００２６】しかしながら、造影剤を使用すると、画像
化する血流信号においては造影剤からの反射信号が支配
的となり、信号強度が数十ｄＢ程度、増大する。この結
果、受信パルスの時間軸方向の広がりにおける裾野の大
部分がノイズレベルを越え、ブルーミングが発生する。
このブルーミングは方位方向にも発生する。

【００２７】造影剤を投与することで、微細血管の血流
をも観察することができる可能性があることは上述した
通りである。この微細血管の血流（重要な血流は、腫瘍
血流や冠動脈血流である）を観察するときに重要な要素
は、血流が流れる瞬間を取りこぼし無く検出するための
リアルタイム性の確保である。従来の装置では、この微
細血管の血流をＣＦＭモードで観察せざるを得ないか
ら、フレーム数の不足は致命的である。ＣＦＭモードの
数フレームだけでは明らかに不足しており、血流の流れ
る瞬間を取りこぼす恐れがある。

【００２８】さらに、造影剤の投与によって、ＣＦＭモ
ードの検出感度はＢモード並に向上するものの、ＣＦＭ
モードのパワーモードの表示ダイナミックレンジは従来
の場合、大きくても４０ｄＢ程度であり、これも明らか
に不足である。このため、４０ｄＢを越える感度の信号
部分は全て４０ｄＢで飽和して表示されるから、階調性
に乏しい、平坦な感じの血流画像としか提供されない。
このように表示能に乏しいと、診断能を低下させる恐れ
もある。また、血流画像の輝度値を目視して診断する場
合、飽和部分については正確な輝度情報を提供すること
はできない。

【００２９】このように、被検体に造影剤を投与して従
来装置で血流を観察する場合、上述した各種の問題や不
都合があり、結果的に、低い診断能しか発揮できず、殆
ど実用に供することができないものであった。

【００３０】

【発明が解決しようとする課題】以上の状況を要約する
と、従来の超音波診断装置に拠る血流の画像化は、代表
的には、以下のような状況や未解決の問題を有している
ことが分かる。

【００３１】（１）従来のカラードプラ法に基づく微細
血管血流の画像化にあっては、血流信号のレベルが低い
ため、送信パルス長を長くすること、各種の空間平均処
理など、検出感度向上を重視した種々の方法を採用して
いる。しかし、これらの手法は空間分解能を犠牲にして
なされたものである。近年、装置の基本性能が向上する
と共に、改善されたパワーモードのように、空間分解能
をこれ以上犠牲にしないで、感度を向上させるモードが
出現している。ＣＦＭの速度モードよりも、改善された
パワーモードの方が感度の点で優れている。しかし、こ
のパワーモードも従来のＣＦＭモードにおける分解能の
低さを踏襲したままである。本来、心臓の心腔内を除
き、血流像には、腫瘍診断などのように、血管の存在の
有無や走行状態を観察することが強く求められており、
そのために、より細い血管まで描出することが求められ
ている。

【００３２】このような要求があるにも拘らず、依然と
して、解決策は提案されていない。例えば、このような
要求があるにも拘わらず、依然として、例えば米国特許
第４，８０９，２４９号及び同第４，９２８，６９８号
では、血流速度に基づく相互相関法（時間ドメインでの
相関）に拠って、動きのある物体をマッピングする手法
を開示している。しかしながら、相互相関法で検出でき
るのは、感度で劣る血流速度のみである。また、カラー
・ベロシティ・イメージング（ＣｏｌｏｒＶｅｌｏｃ
ｉｔｙＩｍａｇｉｎｇ：ＣＶＩ）と呼ばれる血流マッ
ピングを行う装置も開発されている。しかしながら、こ
の装置は、ショートパルス（ｓｈｏｒｔｐｕｌｓｅ）と
呼ばれる波連長の短い超音波パルスを用いるとともに、
相互相関法を用いて、感度で劣る血流速度のカラーマッ
ピングを行う装置である。

【００３３】これらの手法は何れも、血流などの動きの
ある物の速度を求めることを基礎としているため、低流
速の血流や微細な血流などに対する検出感度の点で難が
ある。従って、上述した血流の存在そのものを高精度に
観察・確認したいという最近の超音波診断の要求を満た
すことはできていない。

【００３４】一方、近年、開発が盛んな造影剤を被検体
に投与して従来の超音波診断装置で微細血管血流を観察
しようとする手法にあっては、以下のような問題があ
る。

【００３５】（２）造影剤の増強効果によって検出感度
を大幅に向上させることができるが、その一方で、血流
画像の空間分解能が著しく劣化し、診断が困難になる。

【００３６】（３）観察対象が微細血管の血流である場
合、リアルタイム性が不足し、血流の重要な挙動を見落
としてしまう可能性があり、この結果、診断能が著しく
低く、診断の信頼性も低下してしまう。

【００３７】（４）造影剤の増強効果によって血流の検
出感度がＢモード並に向上し、ＣＦＭモードに属するパ
ワーモードにおける表示ダイナミックレンジが不足する
ことから、血流像の表示階調が飽和してしまうことがあ
る。この結果、表示の信頼性が低下し、また輝度情報が
欠落することもあり、診断能の低下を招いてしまう。

【００３８】本発明は、上述した従来技術の直面してい
る状況を打破するためになされたもので、血流を観察す
る場合、空間分解能を向上させ、とくに微細な血管や血
流速度の遅い血流までも高精細に描出した血流画像を提
供することを、その１つの目的とする。

【００３９】また、微細血管の血流を観察する場合であ
っても、空間分解能を向上させ且つＳ／Ｎの高い血流画
像を提供することを、別の目的とする。

【００４０】さらに、被検体に造影剤を投与し、造影剤
のエコー信号に対する増強効果を利用して微細血管血流
を画像化する場合、空間分解能の向上に加え、リアルタ
イム性に優れ、且つパワーモードにおける画質を向上さ
せた血流画像を提供することを、別の目的とする。

【００４１】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明に係る超音波診断装置は、その一形態とし
て、被検体内の同一方向に広帯域な周波数特性を有する
超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信しながら画像化
したい断面をスキャンし且つその超音波パルスの反射に
伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に得るスキャン
手段と、このスキャン手段によって前記断面上の各サン
プル位置に対応して収集される前記エコー信号の時間軸
方向のデータ列に動き要素の信号を抽出する所望処理を
施す処理手段と、この処理手段よって処理された信号を
２次元画像のデータに生成する生成手段と、前記２次元
画像のデータに基づく画像表示を行う表示手段とを備え
たことを基本的構成とする。

【００４２】前記処理手段は、前記データ列に動き要素
又は位相の変化を抽出する所望処理を施すようにしても
よい。

【００４３】好適には、前記処理手段で行う所望処理は
高域濾波又は差分処理である。

【００４４】また好適には、前記２次元画像のデータ
は、前記被検体の断面内の動き要素により反射された前
記エコー信号の輝度情報又はパワー情報を表すデータ、
又は、前記被検体の断面上に在る造影剤に起因した前記
エコー信号の輝度情報又はパワー情報を表すデータであ
る。

【００４５】一方、本発明に係る超音波診断方法は、そ
の一形態として、被検体内の同一方向に広帯域な周波数
特性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信し
ながら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パ
ルスの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に
得て、このスキャンによって前記断面上の各サンプル位
置に対応して収集される前記エコー信号の時間軸方向の
データ列に高域濾波処理又は差分処理を施し、この処理
された信号を２次元画像のデータに生成し、この２次元
画像データに基づく画像表示を行うことを特徴とする。

【００４６】以上の構成に基づく本発明の作用の一例を
説明する。

【００４７】本発明に係るイメージングモードは、「高
分解能フローモード」と呼ぶことにする。この「高分解
能フローモード」により、血液の存在の有無を表す高分
解能カラーフローマッピング像又はグレースケールフロ
ーマッピング像を、コントラストエコー法及び非コント
ラストエコー法の元で表示させることができる。

【００４８】すなわち、広帯域な周波数特性を有する超
音波パルス、すなわち空間分解能の高い超音波パルスを
被検体断面に沿って同一方向に数回、送受信しながら、
その断面が走査され、ビームフォーミングされたエコー
信号が得られる。このエコー信号により形成される、ス
キャン断面上の各サンプル位置における時間方向のデー
タ列から不要なクラッタ成分（静止または殆ど静止して
いる組織などからの反射成分）が除去され、血流からの
エコー成分（造影剤からのエコー成分）が抽出される。
このエコー成分は適宜な態様のデータ（具体的には、輝
度又はパワーのデータ）に生成され、血流画像として表
示される。

【００４９】このように血流画像は広帯域なエコー信号
の輝度又はパワーを表す画像として提供される。このた
め、従来の送信パルス長が長く且つ／又は血流速度を表
示するＣＦＭ血流速度画像に比べて、微細な血流や速度
が遅い血流をも確実に捕捉し、血流の存在を精細に表し
た高分解能で且つ高感度な血流画像を提供できる。これ
により、血流の検出能を向上させた、信頼性の高い血流
存在情報を提示できる。

【００５０】一方、超音波パルスを広帯域に設定するの
で、生体内の周波数依存性減衰の影響に因り、深さ毎に
受信信号の帯域が変わる。そこで、深さに応じて、位相
検波の基準信号周波数が変更制御される。また、信号処
理系に挿入した帯域特性可変のフィルタの帯域特性が、
深さに応じて変更制御される。これにより、高分解能お
よび高感度化が両立される。

【００５１】さらに、造影剤投与によって感度が著しく
向上することから、被検体断面上の同一方向への送受信
回数を、造影剤を投与しないときに比べて減らした場合
であっても、依然として十分な感度および画質の画像を
得ることができる。特に、血流信号を抽出する信号処理
フィルタを差分フィルタで構成すれば、最低２回の送受
信でクラッタ除去が可能である。また、１方向の送信に
対する複数方向同時受信の方式を採用したときに、その
受信方向数を増やしても、十分な感度および画質の画像
が得られる。したがって、送受信回数の低減及び／又は
同時受信方向数の増加の手法を用いることで、非常に高
いフレームレート（時間分解能）の血流画像を提供でき
る。

【００５２】さらに、造影剤によって感度が著しく上が
るため、エコー信号パワー値の表示ダイナミックレンジ
も格段に広くなる。これに合わせて表示ダイナミックレ
ンジを設定することで、画像の飽和（すなわち、血流情
報の欠落）もなく、高品質な血流画像を提供できる。

【００５３】造影剤からの反射エコーには、基本波と共
に高レベルの高調波が含まれる。本発明は、これら反射
波の周波数に関係無く、基本波、高調波、及び両者の混
合波の何れに対しても適用できる。

【００５４】また、不要なクラッタ成分を除去するに
は、除去能力がより高い高域濾波であってもよく、リア
ルタイム性をより高くできる差分であってもよい。

【００５５】また、血流からのエコー成分（造影剤から
のエコー成分）は適宜な態様の画像データに生成可能
で、それは例えば、パワーモード処理を用いたパワー画
像データであってもよく、Ｂモード処理を用いた輝度画
像データであってもよい。

【００５６】また、造影剤が通常の診断に用いる音圧の
範囲内で崩壊したり、不規則な振動をしたりすることが
原因で反射されたエコー信号の位相が不規則に変化す
る。従って、パフュージョンのように、たとえ血流（造
影剤）が組織中で殆ど静止していても、この位相が変化
した造影剤からのエコーは、組織エコー（クラッタ）と
は異なり、高域濾波や差分処理によっても抽出される。
従って、本発明を、造影剤を投与した被検体に適用すれ
ば、従来できなかったパフュージョンの検出が基本波で
も可能で、高分解能、高感度、及びリアルタイムにパフ
ュージョン画像が得られる。

【００５７】本発明に係るその他の構成及び作用効果
は、以下の発明の実施形態及び添付図面に基づく説明か
ら明らかになる。

【００５８】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る各種の実施の
形態を、図面を参照して説明する。

【００５９】（１）第１の実施形態第１の実施形態に係る超音波診断装置を図１〜４及び図
３９に基づき説明する。

【００６０】この超音波診断装置は、造影剤を被検体の
例えば静脈に投与してコントラストエコー法を実施する
ことで血流像を得る場合に使用されるが、造影剤は必ず
しも投与しなくてもよく、非コントラストエコー法を実
施する場合にも使用される。

【００６１】図１は、この超音波診断装置の概略構成を
示すブロック図である。この装置では、プローブ８１に
送信系回路８２および受信系回路８３が併設されてお
り、受信系回路８３の出力側に、高域濾波器（ＨＰＦ）
又は差分器８４、フローデータ処理器８５、および表示
器８６がこの順に設けられている。ＨＰＦ又は差分器の
一方のユニット８４は、周囲組織由来の信号成分を除去
して、血流からの反射信号を抽出するために設けられて
いる。

【００６２】送信系回路８２は、広帯域の超音波パルス
を発生させる広帯域送信パルス発生器８２Ａと、その超
音波パルスを遅延させてプローブ８１に印加する送信ビ
ームフォーマ８２Ｂとを備える。また、受信系回路８３
は、プローブ８１で検出したエコー信号を増幅するプリ
アンプ８３Ａと、このアンプの出力信号を遅延加算する
受信ビームフォーマ８３Ｂとを備える。この内、広帯域
送信パルス発生器８２Ａおよび送信ビームフォーマ８２
Ｂは送信チャンネル数分に対応した個別の回路要素を含
み、プリアンプ８３Ａおよび受信ビームフォーマ８３Ｂ
は受信チャンネル数分に対応した個別の回路要素を含
む。

【００６３】広帯域送信パルス発生器８２Ａは、従来の
ＣＦＭモードのイメージングで使用されている帯域より
も広く、従来の通常のＢモード断層像を生成するために
用いる超音波パルスと同程度に広い帯域（広帯域）のパ
ルスを発生し、これを送信ビームフォーマ８２Ｂに送
る。このため、送信ビームフォーマ８２Ｂは、かかる広
帯域なパルスに応じてプローブ８１を送信遅延法に基づ
き駆動し、プローブ８１から「広帯域」な超音波パルス
を放射するようになっている。これにより、放射された
超音波パルスは被検体内でビームフォーミングされてビ
ームパルスとなる。

【００６４】ここで、超音波パルスの広帯域化について
説明する。送信周波数ｆ_０の逆数が送信周期Ｔ_０であ
り、超音波１周期Ｔ_０の時間長さを持つ超音波パルスを
バースト１波のパルス、２周期「２・Ｔ_０」の時間長さ
を持つ超音波パルスをバースト２波のパルス、Ｍ周期
「Ｍ・Ｔ_０」の時間長さを持つ超音波パルスをバースト
Ｍ波のパルスとそれぞれ呼び、１波、２波、…Ｍ波をバ
ースト波数と呼ぶ。送信周期にバースト波数を掛けた値
がパルス長に相当する。

【００６５】広帯域送信パルス発生器８２Ａは、本発明
の特徴の１つを実施する要素であり、具体的には、送信
周波数ｆ_０、バースト波数３未満である広帯域のバース
ト波数Ｍのパルスを発生する。以下、バースト波数「１
波」を例に説明するが、これは本発明の一般性を失うも
のではない。

【００６６】この「広帯域の送受信パルス」は、必ずし
もバースト波数＝３未満のパルスによってのみ限定され
るというものではない。例えば、図２に示すように時間
バースト波のエンベロープ上の半値幅ΔＷと周期Ｔとの
比「ΔＷ／Ｔ」で定義してもよい。この比を用いた場
合、本発明で用いる送受信パルスは

【数３】「ΔＷ／Ｔ」＝２．２以下となる。また、図３に示すように、送受信パルスのスペ
クトラムの比帯域＝ΔＷ／ｆｃ（ΔＷ：半値幅、ｆｃ：
スペクトラム中心周波数）で広帯域の範囲を定義しても
よい。この場合、

【数４】比帯域＝ΔＷ／ｆｃ＝０．３以上が本発明で説明する「広帯域」に相当する。

【００６７】図１に戻ると、プローブ８１で受信された
送信超音波パルスの反射信号は、受信チャンネル毎に電
気量のエコー信号として、受信系回路８３のプリアンプ
８３Ａを介して受信ビームフォーマ８３Ｂに入力する。
このビームフォーマ８３Ｂでは送信時と同様にエコー信
号に遅延加算が施され、ビームフォーミングがなされ
る。

【００６８】このビームフォーミングされたエコー信号
は、ＨＰＦ又は差分器の一方の回路８４に入力する。差
分処理は、エコー信号列中の２データ間の単純な差分に
は限定されない。この差分処理は、周囲組織由来の信号
成分を除去できれば、どのような態様の差分であっても
よい。

【００６９】本実施形態では、少なくとも２回以上、超
音波パルスが同一ラスタ方向に送受信される。そこで、
ＨＰＦ又は差分器の一方のユニット８４に入力するエコ
ー信号により、スキャンされる被検体内の断面上のサン
プル位置毎に時間軸方向の並ぶエコーデータ列が生成さ
れる。

【００７０】このため、ＨＰＦ又は差分器８４はエコー
信号列に高域フィルタリング又は空間基準での差分処理
を施して、血流に相当するエコー成分を抽出する。これ
により、組織由来の成分は除去される。

【００７１】なお、図４には、造影剤からの受信信号の
スペクトラムを示す。造影剤の主成分を成す微小気泡か
ら反射してきたエコー信号には非線形な振動特性に因り
高調波、分調波、超調波などが含まれる。したがって、
受信信号帯域は、送信信号帯域のみならず、非線形信号
帯域をも含むように設定されている。

【００７２】このように、コントラストエコー法を実行
したときには、造影剤由来のエコー成分がフローデータ
処理器８５に入力する。この処理器８５では、入力した
エコー成分の信号が造影剤エコーの輝度又はパワー情報
の画像データに処理される。なお、非コントラストエコ
ー法が実行されたときには、フローデータ処理器８５に
より、エコー成分の信号が血流エコーの輝度又はパワー
情報の画像データに処理される。この画像データは表示
器８６により、血流の存在位置を表す血流画像として表
示される。

【００７３】以上のように、Ｂ−モード又はパワーモー
ド（カラーモード）の血流画像を表示することができ
る。この高分解能フロー画像として表示される血流画像
の一例を説明的に図３９（ｂ）に示す（同図（ａ）に
は、比較のために従来法に拠るドプラ速度画像の例を説
明的に示す）。

【００７４】この血流画像を得るに際し、広帯域の超音
波パルスが送信されるので、空間分解能の高いグレース
ケールフロー画像又は高分解能カラー画像が得られる。
また、スキャン断面の空間上のサンプル点毎にハイパス
フィルタリング又は差分処理が行われるので、不要な生
体組織エコーが除去され、造影剤（すなわち血流）由来
のエコー信号（又は、血流由来の直接のエコー信号）が
確実に抽出される。

【００７５】また、この超音波診断装置は、血流画像を
得るために従来のＣＦＭ（カラーフローマッピング）法
のような、ドプラ法に拠る血流速度を求めるという手法
は採用していない。その代わりに、同一方向に複数回ス
キャンすることで受信したエコー信号をハイパスフィル
タリング又は差分処理することで血流エコー信号を確実
に抽出し、組織エコー信号を排除し、さらに、抽出され
た血流エコー信号は、従来のＣＦＭモードのように速度
分布の演算に付されることなく、輝度又はパワー情報に
処理され、輝度又はパワー情報を血流画像として表示し
ている。このため、ドプラ法に拠り血流速度分布を求め
る場合（図３９（ａ）参照）に比べて、速度が遅い血流
や微細な血流もより感度良く検出することができる。し
たがって、表示された血流画像の血流Ｂ（図３９（ｂ）
参照）の有無に対する描出能は、血流速度分布に拠る描
出能よりも優れたものとなる。

【００７６】この描出能向上の効果は、造影剤を投与し
ない非コントラストエコー法を実施する場合でも得られ
ることから、完全な非侵襲性と相俟って、細い血管を可
視化する上で極めて有益である。

【００７７】また、ハイパスフィルタリング又は差分処
理を行うことで血流エコー信号を確実に抽出しているの
で、Ｂモード画像でもその画像の特徴を活かした血流イ
メージングが可能である。

【００７８】（２）第２の実施形態図５に基づき、第２の実施形態に係る超音波診断装置を
説明する。この超音波診断装置は、コントラストエコー
法又は非コントラストエコー法に基づき使用される装置
で、とくに、帯域可変フィルタの使用に関する。

【００７９】図５に示す如く、受信ビームフォーマ８３
ＢとＨＰＦ又は差分器８４との間に、フィルタ手段とし
ての帯域可変フィルタ８７が介挿されている。帯域可変
フィルタ８７の通過帯域は周波数帯域設定器８８により
制御される。

【００８０】帯域可変フィルタ８７は、受信ビームフォ
ーミングされた走査線（ラスタ）の深さ毎に、通過する
エコー信号に対して所望の通過特性を設定する。これに
より、信号帯域外のノイズを除去し、Ｓ／Ｎを向上でき
る。また、深さ方向の信号減衰及び帯域変化の影響を補
正したエコー信号が得られる。さらに、高感度な基本
波、アーチファクトの少ない高調波、又は両者の混合波
などを選択でき、状況に応じて最適な受信周波数を選択
できる。

【００８１】帯域可変フィルタ８７としては、ＲＦ信号
を帯域ろ波するフィルタ、中間周波信号を帯域ろ波する
フィルタ、直交位相検波後の信号を低域ろ波するフィル
タなどを採用できる。中間周波方式または直交位相検波
方式を採用する場合、基準周波数（リファレンス周波
数）とフィルタ帯域幅が各ラスタ方向の深さに応じて変
更される。

【００８２】その他の構成は第１の実施形態の装置と同
等である。

【００８３】このため、前述した第１の実施形態に係る
作用効果に加えて、Ｓ／Ｎの向上を確実化せしめ、各走
査線の深さ方向における帯域変化及び信号減衰の影響を
確実に補正でき、さらに、感度向上・アーチファクトの
影響低減を最適化させた血流画像が得られる。

【００８４】（３）第３の実施形態図６に基づき、第３の実施形態に係る超音波診断装置を
説明する。この超音波診断装置は、コントラストエコー
法又は非コントラストエコー法に基づき選択的に使用す
るときの送受信特性の切換に関する。

【００８５】図６に示す如く、図５の構成に加え、エコ
ー法切換スイッチ９１、送信回数設定器９２、及び方向
数設定器９３が追加的に設けられている。

【００８６】エコー法切替スイッチ９１は、コントラス
トエコー法及び非コントラストエコー法との間の切替を
例えば手動で指令するスイッチであり、そのスイッチ信
号は方向数設定器９３および送信回数設定器９２に与え
られる。

【００８７】方向数設定器９３は、並列同時受信の方向
数を設定するために搭載されており、その設定信号を送
信系回路８２及び受信系回路８３に送る。送信回数設定
器９２は、送信時における同一方向への超音波パルスの
送信回数を設定するために搭載されており、その設定信
号を送信系回路８２及び受信系回路８３に送る。

【００８８】受信の方向数設定器９３はかかるスイッチ
情報に応じて、すなわちコントラストエコー法であるの
か、または、非コントラストエコー法であるのかに応じ
て、異なる並列同時受信数を自動的に切替設定する。ま
た、送信回数設定器９２はかかるスイッチ情報に応じ
て、すなわちコントラストエコー法であるのか、また
は、非コントラストエコー法であるのかに応じて、異な
る同一方向の送信回数を自動的に切替設定する。

【００８９】具体的な切替数としては、エコー法切替ス
イッチ９１からコントラストエコー法が指令されたとき
には、非コントラストエコー法のときよりも並列同時受
信数が増やされる一方で、同一ラスタ方向の送信回数は
減らされる。

【００９０】送信系回路８２にはまた、上述のようにコ
ントラストエコー法か非コントラストエコー法かに応じ
て異なる並列同時受信数を示す情報、及び、送信回数設
定器９２からの送信時の同一方向への送信回数を示す情
報が与えられている。これにより、送信系回路８２は広
帯域の超音波パルスを同一ラスタ方向に指定回数分、繰
り替えて送信する。一方、受信系回路８３は、指定され
た並列同時受信数分の同時受信を行う。

【００９１】このため、前述した第１及び第２の実施形
態の作用効果に加え、とくに、以下のような効果が得ら
れる。

【００９２】第１に、並列同時受信による効果がある。
すなわち、被検体に造影剤を投与してスキャンする場
合、前述したように、検出感度は通常、数十ｄＢ程度、
増強されるので、送信ビームを広げて並列同時受信数を
増加させても検出感度は十分に確保される。そこで、方
向数設定器９３は、コントラストエコー法が指令された
ときには、非コントラストエコー法のときよりも並列同
時受信数を増やす。これにより、フレーム数（すなわち
時間分解能）が格段に上がり、血流画像を高い時間分解
能で得ることができる。

【００９３】また、送信時の同一方向送信回数の制御に
拠る効果がある。血流エコー信号の強度は低いので、ノ
イズの影響を受け易い。この影響を減らすため、血流エ
コー信号の検出時には、通常、例えば、同一ラスタ方向
に１６回、超音波パルスを送受信して同じ信号源（スキ
ャン断面上のサンプル位置）について時系列方向に並ぶ
複数個のデータから成るデータ列を検出し、このデータ
列からハイパスフィルタリング又は差分処理により血流
エコー信号を抽出している。ところが、コントラストエ
コー法を実施する場合、血流からの検出感度が数十ｄＢ
程度、増強されるので、Ｓ／Ｎが大幅に良くなって、血
流エコー信号はノイズの影響を殆ど受けなくなる。つま
り、同一ラスタ方向への超音波パルスの送信回数を減ら
しても、高Ｓ／Ｎの安定した血流信号が得られる。そこ
で、コントラストエコー法が指令されたときには、送信
回数設定器９２より、同一ラスタ方向の送信回数は減ら
される。送信回数を減少させることにより、単位時間あ
たりのフレーム数（時間分解能に相当）が多くなり、リ
アルタイム性の高い血流像を提供することができる。

【００９４】さらに、本実施形態では、上述した並列同
時受信の方向数増加及び同一ラスタ方向の送信回数低減
の両手法を併用しているので、リアルタイム性向上の効
果は極めて高いものになる。なお、必要に応じて、上述
した並列同時受信方向数増加及び同一ラスタ方向の送信
回数低減の内、一方のみを採用する構成を採ってもよ
い。また、この両手法を前述した第１の実施形態の装置
に適用してもよい。

【００９５】（４）第４の実施形態図７に基づき、第４の実施形態に係る超音波診断装置を
説明する。この超音波診断装置は、本発明に係る高分解
能フローモードと従来から使用されている通常のＢモー
ド又はＣＦＭモードとの切替制御に関する。

【００９６】図７に示す如く、フローデータ処理器８５
と表示器８６に間に画像データを選択するための選択器
９５が設けられる。その一方で受信系回路８３の出力端
から、帯域可変フィルタ８７、ＨＰＦ又は差分器８４、
及びフローデータ処理器８５に、Ｂモード及び／又はＣ
ＦＭモードの処理系回路９６が併設されている。このた
め、選択器９５は、Ｂモード及び／又はＣＦＭモードの
処理系回路９６からの画像データ、又は、高分解能フロ
ーモード側のフローデータ処理器８５からの画像データ
の何れかを選択して表示器８６に送る。

【００９７】スイッチ９７は、オペレータがモード切替
を例えば手動で切り替えるための手段を成す。このスイ
ッチ信号はモード切替コントローラ９８に送られる。コ
ントローラ９８は、指令モードに応じて、送信系回路８
２、受信系回路８３、帯域可変フィルタ８７、ＨＰＦ又
は差分器８４及びフローデータ処理器８５に拠る高分解
能フロー処理部、選択器９５、及びＢモード及び／又は
ＣＦＭモードの処理系回路９６に切替指令を出す。

【００９８】なお、処理系回路９６がＢモード用回路で
ある場合、図示しない制御回路による送受信制御機能に
よって、処理系回路９６に送るエコー信号は、各ラスタ
当たり１回の超音波パルスの送受信により生成される。

【００９９】この結果、オペレータは、血流画像の表示
モードを、高分解能フローモードと従来のＢモード及び
／又はＣＦＭモードとの間で自在に切り替えることがで
きる。したがって、同じ血流を多角的に観察することで
き、診断の確実性に寄与可能になるとともに、装置の汎
用性も高くなる。

【０１００】（５）第５の実施形態図８及び図３９に基づき、第８の実施形態に係る超音波
診断装置を説明する。この超音波診断装置は、本発明に
係る高分解能フローモードと従来から使用されている通
常のＢモードとの合成表示に関する。

【０１０１】図８に示す如く、帯域可変フィルタ８７、
ＨＰＦ又は差分器８４及びフローデータ処理器８５に拠
る高分解能フロー処理部にＢモード処理系回路９６Ａが
併設されている。この高分解能フロー処理部の最終段の
処理器８５とＢモード処理系回路９６Ａとの出力は、画
像データを画素毎に合成する合成器９９を介して表示器
８６に至る。

【０１０２】なお、図示しない制御回路による送受信の
制御機能によって、Ｂモード処理系９６Ａに送るエコー
信号は各ラスタ当たり１回の超音波パルスの送受信によ
り生成される。

【０１０３】この結果、合成器９９により、図３９
（ｂ）に説明的に示す如く、Ｂモード断層像に高分解能
フローモードの血流画像が重畳されて表示される（図３
９（ａ）には、比較のため、従来のドプラ速度画像を説
明的に例示する）。血流速度が遅くても、また径が細い
血流であっても、高感度に検出される。このため、Ｂモ
ード断層像が背景画像となって、血流の位置を認識し易
い高分解能の血流画像が提供される。

【０１０４】（６）第６の実施形態図９に基づき、第６の実施形態に係る超音波診断装置を
説明する。この超音波診断装置は、本発明に係る「高分
解能フローモード」に基づき「高分解能カラー」と呼ば
れる血流画像を得る機能を有する。この超音波診断装置
は、コントラストエコー法及び非コントラストエコー法
の何れでも実施される。

【０１０５】この超音波診断装置は、図９に示す如く、
受信系回路８３の出力側に、ＨＰＦ８４及びフローデー
タ処理器８５から成る高分解能フローモードを実現する
回路と、Ｂモード処理系回路９６Ａとが併設されてい
る。両回路は更に合成器９９を介して表示器８６に至
る。合成器９９には、血流像と形態画像との表示バラン
ス（合成バランス）を制御するためのバランス制御器１
００及びスイッチ１０１が接続されている。

【０１０６】この内、フローデータ処理器８５は、ＣＦ
Ｍモードにおけるパワー演算と同じか又はそれに準じる
レベルのパワー演算を行うとともに、パワー値に応じた
輝度を有するカラーデータにコーディングする。

【０１０７】また、合成器９９は、高分解能カラーモー
ド処理回路の出力であるフローデータ処理器８５の出力
とＢモード処理系回路９６Ａの出力とを合成して１つの
画像データに生成する。

【０１０８】バランス制御器１００は、スイッチ１０１
からの例えば手動操作信号を受ける。この信号に応じ
て、制御器１００は、Ｂモード画像データ及び血流画像
データの合成の仕方を調整できるようになっている。

【０１０９】このため、高分解能フローモード時に受信
系回路８３から送られてきたエコー信号はＨＰＦ８４で
ハイパスフィルタリングを受け、血流又は造影剤に由来
したエコー信号として抽出される。フローデータ処理器
８５はそのエコー信号を入力して、信号のパワー値を演
算するとともに、そのパワー値に応じた輝度を有するカ
ラー画像データを生成する。このカラー画像データは合
成器９９に送られる。

【０１１０】一方、Ｂモード時に受信系回路８３から送
られてきたエコー信号はＢモード処理系回路９６Ａによ
り、信号強度に応じた輝度値で成るグレイスケールのＢ
モード画像デーが生成される。このＢモード画像データ
も合成器９９に送られる。

【０１１１】この合成器９９によって、Ｂモード画像に
血流画像が重畳されるように、画像データの合成が画素
毎に行われる。具体的には、Ｂモード画像データ又は血
流画像データの何れか一方しか存在しない画素について
は、その存在する画素のデータが採用される。一方、両
画像のデータが共に存在する画素については、２つの合
成法を選択的に用いることができる。１つの合成法は、
血流画像の画素データを優先して採用する手法である。
この合成法を用いると、断層像上に血流画像が洩れなく
表示される。もう１つの合成法は、血流画像とＢモード
画像との画素値の混合割合を調整しながら合成する手法
である。この合成法により、断層像を透かして見ながら
血流画像を洩れなく表示することができる。

【０１１２】両合成法は、例えば、両合成法の間で連続
的に切り替えられることが望ましい。即ち、混合合成法
において血流画像の混合比を１００％に設定した状態
が、前者の血流画像を優先する合成法に相当する。スイ
ッチ１０１からの設定状態に応じて、バランス制御器１
００は、この混合割合を調整する。

【０１１３】この合成像のデータは表示器８６に送ら
れ、表示される。この結果、Ｂモード画像を背景とし
て、これに血流画像が重畳した画像が殆どリアルタイム
に表示される。つまり、形態情報であるＢモード画像上
に血流画像が重なって表示される。

【０１１４】そこで、オペレータは表示器８６に表示さ
れた画像を見ながら、スイッチ１０１を適宜に操作する
ことができる。これにより、Ｂモード画像と血流画像と
の合成バランスを相対的に変えて、例えば関心部位の画
像上での確認を容易に行うことができる。

【０１１５】なお、上述の超音波診断装置は、本発明に
係る「高分解能フローモード」に基づき「グレースケー
ルフロー」と呼ばれる血流画像を得る機能を有すること
もできる。その場合には、フローデータ処理器８５に、
上述した構成に代えて、Ｂモードの輝度演算と同じか又
はそれに準じるレベルの輝度演算を行う構成を備えれば
よい。これによって、コントラストエコー法又は非コン
トラストエコー法の実施状態において、通常のＢモード
像を背景とし、これに「高分解能フローモード」の輝度
情報に拠る血流画像を重畳させて表示できる。このとき
も、スイッチ１０１を操作することで合成器９９での混
合比を調整でき、Ｂモード画像である背景像と輝度情報
から成る血流画像の合成バランスを相対的にコントロー
ルすることができる。

【０１１６】（７）第７の実施形態図１０に基づき、第７の実施形態に係る超音波診断装置
を説明する。この超音波診断装置は、第６の実施形態と
同様に、本発明に係る「高分解能フローモード」に基づ
き「高分解能カラー」と呼ばれる血流画像を得る機能を
有する。この超音波診断装置は、コントラストエコー法
及び非コントラストエコー法の何れでも実施される。

【０１１７】この超音波診断装置は、図１０に示す如
く、受信系回路８３の出力側に、差分器８４及びフロー
データ処理器８５から成る高分解能フローモードを実現
する回路と、Ｂモード処理系回路９６Ａとが併設されて
いる。その他の回路要素は前述した図９のものと同等で
ある。

【０１１８】したがって、本実施形態においても、高分
解能フローモード時に受信系回路８３から送られてきた
エコー信号は差分器８４で差分演算を受け、血流又は造
影剤に由来したエコー信号として抽出される。フローデ
ータ処理器８５はそのエコー信号を入力して、信号のパ
ワー値を演算するとともに、そのパワー値に応じた輝度
を有するカラー画像データを生成する。このカラー画像
データは合成器９９に送られる。

【０１１９】一方、Ｂモード時に受信系回路８３から送
られてきたエコー信号はＢモード処理系回路９６Ａによ
り、信号強度に応じた輝度値で成るグレイスケールのＢ
モード画像デーが生成される。このＢモード画像データ
も合成器９９に送られる。

【０１２０】この合成器９９により、Ｂモード画像に血
流画像が重畳されるように、画像データの合成が画素毎
に行われる。具体的には、Ｂモード画像データ又は血流
画像データの何れか一方しか存在しない画素について
は、その存在する画素のデータが採用される。一方、両
画像のデータが共に存在する画素については、２つの合
成法を選択的に用いることができる。１つの合成法は、
血流画像の画素データを優先して採用する手法である。
この合成法を用いると、断層像上に血流画像が洩れなく
表示される。もう１つの合成法は、血流画像とＢモード
画像との画素値の混合割合を調整しながら合成する手法
である。この合成法により、断層像を透かして見ながら
血流画像を洩れなく表示することができる。

【０１２１】両合成法は、例えば、両合成法の間で連続
的に切り替えられることが望ましい。即ち、混合合成法
において血流画像の混合比を１００％に設定した状態
が、前者の血流画像を優先する合成法に相当する。スイ
ッチ１０１からの設定状態に応じて、バランス制御器１
００は、この混合割合を調整する。

【０１２２】この合成像のデータは表示器８６に送ら
れ、表示される。この結果、Ｂモード画像を背景とし
て、これに血流画像が重畳した画像が殆どリアルタイム
に表示される。

【０１２３】このため、オペレータはスイッチ１０１を
適宜に操作することで、Ｂモード画像と血流画像との合
成バランスを相対的に変えることができる。

【０１２４】なお、上述の超音波診断装置は、本発明に
係る「高分解能フローモード」に基づき「グレースケー
ルフロー」と呼ばれる血流画像を得る機能を有すること
もできる。その場合には、フローデータ処理器８５に、
上述した構成に代えて、Ｂモードの輝度演算と同じか又
はそれに準じるレベルの輝度演算を行う構成を備えれば
よい。

【０１２５】なお、前述した第４〜第７の実施形態にお
いて、異なる種類の画像（例えばＢモード又はＣＦＭモ
ードの画像と、本発明に係る「高分解能フローモード」
の血流画像）を表示器８６に表示させるときに、必ずし
もそれらを重畳する必要はない。例えば同一画面を分割
して個々に表示してもよい。また、表示器を複数台設置
して、それらの画像を個々に表示させてもよい。

【０１２６】（８）第８の実施形態第８の実施形態に係る超音波診断装置を、図１１〜１
５、４０、及び４１に基づき説明する。

【０１２７】この超音波診断装置は、造影剤投与下で行
うＢモードまたはハーモニックＢモードの診断に本発明
を適用した例に関する。

【０１２８】図１１は、この超音波診断装置の概略構成
を示すブロック図である。この装置では、プローブ８１
に送信系回路８２および受信系回路８３が併設されてお
り、受信系回路８３の出力側に、帯域可変フィルタ１０
４、差分フィルタ１０５、Ｂモード処理系回路１０６、
および表示器１０７がこの順に設けられている。

【０１２９】送信系回路８２は、広帯域の超音波パルス
を発生させる広帯域送信パルス発生器８２Ａと、その超
音波パルスを遅延させてプローブ８１に印加する送信ビ
ームフォーマ８２Ｂとを備える。また、受信系回路８３
は、プローブで検出したエコー信号を増幅するプリアン
プ８３Ａと、このアンプの出力信号を遅延加算する受信
ビームフォーマ８３Ｂとを備える。この内、広帯域送信
パルス発生器８２Ａおよび送信ビームフォーマ８２Ｂは
送信チャンネル数分に対応した個別の回路要素を含み、
プリアンプ８３Ａおよび受信ビームフォーマ８３Ｂは受
信チャンネル数分に対応した個別の回路要素を含む。

【０１３０】送信系回路８２は、詳しくは、図１２に示
す回路構成になっている。すなわち、広帯域送信パルス
発生器８２Ａは、送信トリガ発生器１９１、パルス発生
器１９２、分周器１９３、およびパルス長設定器１９４
を備える。また、送信ビームフォーマ８２Ｂは送信回路
１９５および遅延データ設定器１９６を備える。

【０１３１】送信トリガ発生器１９１は、図１３に示す
如く、送信パルスを発生させるためのタイミング信号を
所定レート周期Ｔ_ｒで出力する。このタイミング信号は
パルス発生器１９２および分周器１９３に与えられる。
パルス長設定器１９４は、広帯域の超音波パルスを送信
するためのパルス長設定信号をパルス発生器１９２に送
っている。

【０１３２】パルス発生器１９２は、タイミング信号お
よびパルス長設定信号に応答して送信チャンネル数分の
駆動パルスを発生し、これを送信回路１９５に与える。
分周器１９３はタイミング信号を所定周期に分周して
（図１３参照；同図には１／２分周の場合を図示してい
る）、その分周信号を遅延データ設定器１９６に送る。

【０１３３】さらに、遅延データ設定器１９６は、例え
ば電子セクタスキャンの如くラスタ（走査線）方向を変
更するための送信チャンネル毎の遅延量データを分周信
号の入力毎（すなわち、ラスタ毎に）に発生し、これを
送信回路１９５の送信チャンネル毎の遅延要素に与える
（図１３参照）。このため、送信回路１９５は、送信チ
ャンネル毎に、駆動パルスを遅延させ、その後、増幅し
てプローブ８１の複数の振動子に与える。したがって、
プローブ８１から被検体内に送信された超音波パルスは
遅延量データに応じた送信指向性を有する。

【０１３４】なお、図１４には、この図１２の回路構成
に対応した従来の送信系回路８２´を参考のために示
す。すなわち、分周器を用いない回路となっており、パ
ルス長設定器は本発明の特徴の１つとする広帯域ではな
い所望のパルス長を設定する。また、図１５には、図１
４の回路構成による動作を対比のために示す。

【０１３５】一方、プローブ８１で受信された送信超音
波パルスの反射信号は、受信チャンネル毎に電気量のエ
コー信号として、受信系回路８３のプリアンプ８３Ａを
介して受信ビームフォーマ８３Ｂに入力する。このビー
ムフォーマ８３Ｂでは送信時と同様にエコー信号に遅延
加算が施され、ビームフォーミングがなされる。

【０１３６】このビームフォーミングされたエコー信号
は、深さ毎に所望の特性あるいは通過帯域が設定された
帯域可変フィルタ１０４により、深さ毎に所望の周波数
成分が抽出される。帯域可変フィルタ１０４としては、
ＲＦ信号を帯域ろ波するフィルタ、中間周波信号を帯域
ろ波するフィルタ、直交位相検波後の信号を低域ろ波す
るフィルタなどを採用できる。中間周波方式または直交
位相検波方式を採用する場合、基準周波数（リファレン
ス周波数）とフィルタ帯域幅が各ラスタ方向の深さに応
じて変更される。ハーモニックＢモードで画像表示する
場合、受信信号帯域は、送信信号帯域のみならず、非線
形信号帯域をも含むように設定されている。

【０１３７】本実施形態では、少なくとも２回以上、超
音波パルスが同一ラスタ方向に送受信される。そこで、
差分フィルタ１０５により、これらの同一ラスタ方向に
沿った複数回の受信エコー信号について空間基準での差
分処理が行われ、造影剤由来の信号が検出される。この
信号がＢモード処理系回路１０６を経て表示器１０７に
送られ、この表示器１０７のモニタに表示される。

【０１３８】なお、空間基準の差分処理は、２データ間
の単純な差分には限定されない。この差分処理は、周囲
組織由来の信号成分の除去を目的としており、２回以上
の同一ラスタ方向への送信で２個以上のデータに対する
高域ろ波処理も含まれる。

【０１３９】以上のように、通常のＢモードまたはハー
モニックＢモードの表示を行うことができ、このとき
に、広帯域の超音波パルスが送信されるので、空間分解
能の高いＢモード像が得られ、かつ、帯域可変フィルタ
の帯域特性などが深さに応じて変更されるので、検出感
度も良く、Ｓ／Ｎも高い。また空間上の各点毎に差分処
理が行われるので、不要な生体組織エコーが除去され、
造影剤からの信号が確実に抽出される。差分処理は最低
２回の送受信で済むから、従来のＣＦＭモード比べて高
いフレームレートを維持することができる。さらに、Ｂ
モードは本来的にダイナミックレンジが大きい。したが
って、このＢモードおよびハーモニックＢモードのスキ
ャンよって、高分解能、高フレームレート、および高ダ
イナミックレンジの造影剤画像、すなわち血流画像が得
られる。

【０１４０】とくに、造影剤を投与することで、生体組
織内のパフュージョン像を提供することもできる。図４
０（ｂ）に、この高分解能フロー画像としての、造影剤
を用いたパフュージョン画像の例を説明的に示す（同図
（ａ）には、比較のため、従来のドプラ速度画像を説明
的に示す。このドプラ速度画像にはパフュージョンは殆
ど描出されない）。超音波造影剤の主成分は微小気泡で
あるので、送信超音波パルスの音圧を所定範囲内（生体
の安全基準の制限値内で）高くしていくと、微小気泡を
消失させることができる。消失する微小気泡からの反射
信号には、微小気泡（造影剤）が生体組織内に静止して
いる場合でも、それが動いている状態のときと同様の信
号成分が含まれる。したがって、超音波パルスで造影剤
を消失させるとともに、差分処理で静止している不要な
生体組織エコーを除去することで、Ｂモードであって
も、高分解能、高フレームレート、高ダイナミックレン
ジで生体組織内のパフュージョン像を提供することがで
きる。

【０１４１】造影剤の微小気泡は、送信した超音波信号
の照射エネルギによって消失する現象が知られている。
この消失時における造影剤由来の信号によるデータ間の
変化の速さを利用することで、場合によっては、クッパ
ー細胞に取り込まれ且つ臓器に対して静止している造影
剤信号を、動きの遅い周囲組織由来の信号から弁別する
ことができる。

【０１４２】また、本発明に係る本実施形態において、
超音波パルスの音圧は造影剤が消失しない値に設定され
る。造影剤は、この造影剤が消失しない音圧で、不規則
な振動を起こす。このとき、同一ラスタ方向に対する複
数回の送信に対する微小気泡（造影剤）からの反射信号
の位相は、毎回異なった値になる。これは、この反射信
号が、動いている状態と同様の信号として認識されるこ
とを示す。従って、微小気泡が消失するときと同様のパ
フュージョン画像が、造影剤を消失させること無く、得
られる。また、従来では、ドプラ法に拠る血流速度画像
では得ることができなかった直交血流の検出が、この不
規則振動現象を起こさせることで可能となる。図４１
（ｂ）には、高分解能フロー画像として、超音波ビーム
に直交する血流を検出した血流画像の例を説明的に示す
（同図（ａ）には、比較のため、直交流を従来のドプラ
速度画像により観察した説明図を例示する）。

【０１４３】造影剤を消失させないので、今までのよう
な造影剤消失後の感度低下を補うための再充満を待つ必
要が無く、造影剤を用いたパフュージョン及び血流の、
本来の意味でのリアルタイム画像が得られる。また、Ｂ
モード（基本波）であっても画像化が可能であるので、
高感度な画像が得られる。

【０１４４】（９）第９の実施形態本発明の第９の実施形態に係る超音波診断装置を図１６
に基づき説明する。

【０１４５】この超音波診断装置は、被検体に造影剤を
例えば静脈から注入した状態で血流情報をイメージング
するＣＦＭ（カラーフローマッピング）モードの診断に
供される。造影剤としては、例えば、Ｌｅｖｏｖｉｓｔ
やＯｐｔｉｓｏｎ（商品名）が使用される。

【０１４６】図１６に、この超音波診断装置の機能ブロ
ック図を示す。なお、この超音波診断装置は、本発明に
係る各種の特徴のいくつかを具体化するときの概要構成
として示すもので、その特徴の詳細は第１０の実施形態
にて説明される。

【０１４７】同図に示すように、この超音波診断装置
は、被検体の体表に当接させて使用する超音波プローブ
（以下、プローブという）１を備える一方で、このプロ
ーブ１に電気的に接続された送信系回路２および受信系
回路３と、この受信系回路３に電気的に接続されたＢモ
ード処理系回路４およびＣＦＭモード処理系回路５と、
この両処理系回路４、５に電気的に接続された表示系回
路６とを備える。

【０１４８】プローブ１は、超音波信号と電気信号の間
で双方向に信号変換する機能を有する。このプローブ１
は、一例として、その先端にリニアに配置されたアレイ
型圧電振動子を備える。アレイ型振動子は複数の圧電素
子を並列に配置し、その配置方向を走査方向としたもの
で、複数の圧電素子それぞれが送受信の各チャンネルを
成す。

【０１４９】送信系回路２は、広帯域な送信用パルスを
発生させる広帯域送信パルス発生器２Ａと、その送信用
パルスを遅延制御するとともに駆動パルス信号に変換し
てプローブ１の送信チャンネル毎の振動子を励振する送
信ビームフォーマ２Ｂとを備える。これにより、プロー
ブ１から被検体内に送信される超音波パルスは、例えば
バースト波数が３未満の広帯域を有する。したがって、
プローブ１を介して、広帯域な超音波パルスで送受信が
行われ、このパルスを被検体の断面上の同一ラスタ方向
について少なくとも２回以上、送受信するスキャンが行
われる。広帯域な超音波パルスであるので、空間分解能
が高くなる。

【０１５０】プローブ１は、反射超音波パルスを電気量
の信号に変換して、これを受信系回路３に送る。受信系
回路３は、受信チャンネル毎のプリアンプ３Ａと、受信
遅延加算用の受信ビームフォーマ３Ｂとを備え、受信し
た信号を遅延加算することで送信時と同一方向にビーム
フォーミングしたエコー信号を形成する。このエコー信
号はＢモード処理系回路４およびＣＦＭモード処理系回
路５に送られる。

【０１５１】Ｂモード処理系回路４により、超音波パル
ス送受信で得たエコー信号が検波され、Ｂモードの断層
像データが生成される。

【０１５２】これに対し、ＣＦＭモード処理系回路５
は、図１６に示す如く、その入力側から位相検波器５
Ａ、帯域可変フィルタ５Ｂ、ＭＴＩフィルタ５Ｃ、およ
び血流情報検出器５Ｄをこの順に備えている。

【０１５３】この内、位相検波器５Ａはエコー信号を直
交位相検波してドプラ信号を抽出する要素である。この
直交位相検波時に用いられる基準信号の周波数は、被検
体の断面上の各ラスタ方向における位置、すなわち被検
体の体表からの深さに応じてリアルタイムに変更制御さ
れる。これにより、広帯域な超音波パルスの送受信に伴
う、生体内の周波数依存性減衰の影響が排除または大幅
に抑制される。また、帯域可変フィルタ５Ｂは、エコー
信号のみを濾波し、ノイズを除去するために挿入されて
いる。このフィルタ５Ｂの周波数帯域も、ラスタ方向の
深さに応じてリアルタイムに変更される。これにより、
ノイズが有効に除去される。このように、基準信号の周
波数およびフィルタの帯域を深さに応じて変更すること
で、送受信する超音波パルスが広帯域（高分解能）であ
っても、Ｓ／Ｎを向上させて検出感度を上げることがで
きる。

【０１５４】このノイズ除去されたドプラ信号（ドプラ
データの列）は、固定反射体に起因したクラッタと血流
ドプラ信号を含むが、その後段のＭＴＩフィルタ５Ｃに
与えられる。このＭＴＩフィルタ５Ｃにより、ドプラシ
フト量の違いを利用して、ドプラ信号から固定反射体に
起因したクラッタ成分が除去される。

【０１５５】この後、ドプラ信号（詳しくは血流ドプラ
信号）は血流情報検出器５Ｄに送られ、その信号の周波
数解析を通して血流の速度（平均速度）が求めらるとと
もに、血流からの反射信号のパワー、速度分布の分散な
どの血流動態の情報、いわゆる血流情報が演算される。
このパワー値を演算するときには、造影剤の投与下での
スキャンなどを考慮して、表示ダイナミックレンジを広
く設定したパワーが演算される。これにより、表示飽和
に因るパワー情報の欠落が防止される。また、この検出
器５Ｄでは、上述のように基準信号の周波数を変更制御
していることに対応して、速度モードで複数の折り返り
速度を演算している。この折り返り速度の演算は、後述
する第１０の実施形態で詳述するように種種の態様で実
施可能である。

【０１５６】この血流情報は表示系回路６に送られる。
表示系回路６は、画像合成器６Ａおよび表示器６Ｂを備
える。画像合成器６Ａは、例えばＢモードの断層像デー
タにＣＦＭモードに係る血流情報を重畳し且つ折り返り
速度を併記した状態の画像データを作成し、これを表示
器６Ｂに表示させる。

【０１５７】（１０）第１０の実施形態本発明の第１０の実施形態に係る超音波診断装置を図１
７〜３６に基づき説明する。この実施形態では、上述し
た第９の実施形態に係る超音波診断装置の構成をさらに
具体化して説明する。この装置による全体動作の流れ
は、第９の実施形態のものと同様である。

【０１５８】１０．１．装置構成の概要最初に、この超音波診断装置の構成の概要を説明する。
図１７に示す超音波診断装置は、第１の実施形態の装置
と同様に全体的には、プローブ１１、送信系回路１２、
受信系回路１３、Ｂモード処理系回路１４、ＣＦＭモー
ド処理系回路１５、および表示系回路１６を備える一方
で、オペレータが必要な情報を入力するための操作パネ
ル１７、および、その操作情報を取り込んで対応する制
御情報を生成して、この情報を装置内の必要なユニット
に送る制御装置１８を備える。制御装置１８はＣＰＵを
備えており、ソフトウエア的に与えられた各種の演算を
行う。なお、制御装置１８は、論理回路などのデジタル
回路を中心に構成してもよい。

【０１５９】１０．２．各部の構成および動作プローブ１１は、第９の実施形態で説明したものと同様
に、一例として、アレイ形振動子を用いた電子セクタス
キャン用の構造を有している。

【０１６０】１０．２．１．送信系の構成および動作送信系回路１２は、図１７に示す如く、送信トリガ発生
器２１、パルス発生器２２、送信回路２３を送信経路に
沿ってこの順に備えるとともに、パルス長設定器２４、
並列同時受信時の方向数設定器２５、同一方向に対する
送信回数設定器２６、および、エコー法切替スイッチ２
７を備える。

【０１６１】これらの要素の動作概要を説明する。ま
ず、送信トリガ発生器２１は、送信トリガを発生する。
パルス発生器２２は、その送信トリガを受けて送信パル
スを発生する。さらに送信回路２３は、その送信パルス
を駆動パルスに変換してプローブ１の各振動子に与え
る。一方、パルス長設定器２４は、パルス長を設定する
ために搭載されており、その設定信号をパルス発生器２
２およびＣＦＭモード処理系回路１５に送る。方向数設
定器２５は、並列同時受信の方向数を設定するために搭
載されており、その設定信号を送信回路２３、受信系回
路１３、Ｂモード処理系回路１４、およびＣＦＭモード
処理系回路１５に送る。送信回数設定器２６は、送信時
における同一方向への超音波パルスの送信回数を設定す
るために搭載されており、その設定信号を送信回路２
３、受信系回路１３、およびＣＦＭモード処理系回路１
５に送る。さらに、エコー法切替スイッチ２７は、コン
トラストエコー法および非コントラストエコー法との間
の切替を指令するスイッチであり、そのスイッチ信号は
方向数設定器２５および送信回数設定器２６に与えられ
る。

【０１６２】これらの要素の構成および動作を更に詳述
する。

【０１６３】送信トリガ発生器２１は、超音波送信間隔
（レート周期）Τ_ｒで送信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇを発生し
（図１９参照）、この送信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇを後段の
パルス発生器２２に送って同発生器にトリガをかける。

【０１６４】パルス長設定器２４は、パルス長を決める
パラメータである送信周波数ｆ_０およびバースト波数Ｍ
の情報をパルス発生器２２に与える。

【０１６５】パルス発生器２２は、図１８に示す如く、
パルス長演算器２２１、カウンタ２２２、Ｄ型フリップ
フロップ（Ｄ−Ｆ／Ｆ）２２３、およびインバータ２２
４、２２５を備える。この内、パルス長演算器２２１
は、パルス長設定器２４が与える送信周波数ｆ_０（＝１
／Ｔ_０）およびバースト波数Ｍ、さらには図示しない基
準クロック発生器から与えられる基準クロック周期Ｔ_Ｇ
を入力する。そして、この演算器２２１は、「Ｍ・Ｔ_０
／Ｔ_Ｇ」の演算を行なって基準クロックで換算したパル
ス長を演算して、そのパルス長を表すパルス長信号Ｓ
_ｌｎｇを出力するとともに、パルス長設定信号Ｓ_ｓｅｔ
を出力する。

【０１６６】カウンタ２２２は、それらパルス長信号Ｓ
_ｌｎｇおよびパルス長設定信号Ｓ_ｓ _ｅｔを入力するとと
もに、図示しない基準クロック発生器から基準クロック
パルスＰ_ｃｋを、さらに前述した送信トリガ発生器２１
から送信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇをインバータ２２４を介し
て負論理で入力している。また、このカウンタ２２２の
出力パルスＳ_ｏｕｔはインバータ２２５を介してＤ−Ｆ
／Ｆ２２３の負論理のクリヤ端子に与えられ、かつ送信
トリガ信号Ｓ_ｔｒｇがインバータ２２４を介してクロッ
ク端子に与えられている。

【０１６７】このため、送信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇがオン
ときは、カウンタ２２２はクリヤされ、その出力信号Ｓ
_ｏｕｔはオフである。Ｄ−Ｆ／Ｆ２２３の出力パルス、
すなわちパルス発生器２２の出力Ｓ_ｐｌｓはイニシャル
状態ではオフになっている。送信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇが
オンからオフに立ち下がると、その立ち下がりに応答し
てカウンタ２２２による基準クロックパルスＰ_ｃｋの計
測が開始され、同時にＤ−Ｆ／Ｆ２２３がセットされ
る。カウンタ２２２が「Ｍ・Ｔ_０／Ｔ_Ｇ」分の基準クロ
ックパルスＰ_ｃｋをカウントするまでは、その出力パル
スＳ_ｏｕｔがオフを維持し、その維持の間、Ｄ−Ｆ／Ｆ
２２３のセット状態（パルス発生器２２の出力Ｓ_ｐｌｓ
のオン）も維持される。

【０１６８】そして、カウンタ２２２が「Ｍ・Ｔ_０／Ｔ
_Ｇ」分の基準クロックパルスＰ_ｃｋをカウントし終わる
と、その出力パルスＳ_ｏｕｔがオン状態になる。このオ
ンに付勢されて、Ｄ−Ｆ／Ｆ２２３がクリアされる。つ
まり、パルス発生器２２の出力Ｓ_ｐｌｓもオフになる。
したがって、カウンタ２２２の計測期間Ｍ・Ｔ_０に相当
するパルスＳ_ｐｌｓがパルス発生器２２から送信回路２
３に出力される。

【０１６９】このように、パルス発生器２２は、送信周
波数ｆ_０、バースト波数１波（この場合は、「Ｍ・Ｔ_０
／Ｔ_Ｇ」においてＭ＝１とする）の電気信号パルスＳ
_ｐｌｓをレート周期Τ_ｒで発生する（図１９参照）。こ
のパルスＳ_ｐｌｓは送信回路２３に与えられる。

【０１７０】一方、エコー法切替スイッチ２７には、超
音波イメージングをコントラストエコー法で行うのか、
非コントラストエコー法で行うのかの設定が例えばオペ
レータにより手動でなされている。この設定されたスイ
ッチ情報は、上記両設定器２５および２６に与えられて
いる。

【０１７１】そこで、受信方向数設定器２５はかかるス
イッチ情報に応じて、すなわちコントラストエコー法で
あるのか、または、非コントラストエコー法であるのか
に応じて、異なる並列同時受信数を自動的に切替設定す
る。また送信回数設定器２６はかかるスイッチ情報に応
じて、すなわちコントラストエコー法であるのか、また
は、非コントラストエコー法であるのかに応じて、異な
る同一方向の送信回数を自動的に切替設定する。つま
り、超音波造影剤を使用するか否かに応じてエコー法切
替スイッチ２７を操作することで、並列同時受信数およ
び同一方向送信回数を切り替えることができる。

【０１７２】送信回路２３にはまた、上述のようにコン
トラストエコー法か非コントラストエコー法かに応じて
切替可能な、受信方向数設定器２５からの並列同時受信
数を示す情報および送信回数設定器２６かの送信時の同
一方向への送信回数を示す情報が与えられている。

【０１７３】そこで、送信回路２３は、パルス発生器２
２から与えられたパルスＳ_ｐｌｓを増幅して駆動パルス
を生成する一方で、その駆動パルスの遅延時間を並列同
時受信のビーム数およびビーム位置を加味した遅延時間
パターンで送信チャンネル毎に制御する。これにより、
送信回路２３から、所望数の並列同時受信に対する遅延
制御がなされた所望パルス長（送信周波数ｆ_０、バース
ト波数＝１）の駆動パルスがレート周期Ｔ_ｒでプローブ
１１の各圧電振動子に繰返し供給される。

【０１７４】プローブ１１は、送信回路２３から供給さ
れる電気量の駆動パルスを超音波パルスに変換し、これ
を被検体内に送信させる。この送信はレート周期Ｔ_ｒ毎
に繰り返される。この繰り返しを行う中で、同一のラス
タ方向について、指定された回数分の送信が同一ラスタ
方向について行われる。この送信された超音波パルスの
ビームは、所望数の並列同時受信の受信ビームをカバー
するようにそのビーム開口が広げられる。

【０１７５】Ｂモードの送信の場合、送信回路２３によ
り、並列同時受信に拠る遅延時間制御の状態で、超音波
送受信毎に各圧電振動子に与える駆動パルスの遅延時間
を少しずつ変化させる。これにより、被検体の断面がＢ
モード用にスキャンされる。一方、ＣＦＭモードの送信
の場合、送信回路２３により、並列同時受信に拠る遅延
時間制御の状態で、各圧電振動子に同一の遅延時間の駆
動パルスを同一送信方向数Ｎ回（例えば１６回）繰返し
供給する。これにより、プローブ１１から超音波パルス
が同一ラスタ方向についてＮ回繰返し送信される。次
に、その遅延時間制御の状態を維持したまま、各圧電振
動子に与える駆動パルスの遅延時間を少し変化させ、同
様の繰返し送信を行う。これにより、被検体の断面がス
キャンされる。ＢモードおよびＣＦＭモードの各１フレ
ーム分のパルス送信の順番は適宜に、例えば交互に行わ
れる。また、送信周波数ｆ_０および／または設定電圧
（送信音圧に相当）はＣＦＭモードおよびＢモードで別
々に設定してもよく、通常、そのようにモード別にマッ
チした送信条件が与えられる。

【０１７６】このように送信された超音波パルスは被検
体内部を伝播し、音響インピーダンスの異なる境界面で
その一部が反射してエコー信号になる。このエコー信号
の一部または全部はプローブ１１の１つまたは複数の振
動子で受信され、対応する電気量のエコー信号に変換さ
れる。

【０１７７】１０．２．２．受信側の構成および動作続いて、受信系回路１３、Ｂモード処理系回路１４、Ｃ
ＦＭモード処理系回路１５および表示系回路１６につい
て説明する。

【０１７８】プローブ１１の振動子には、送信系回路１
２と並列に、受信系回路１３が接続されている。この受
信系回路１３の出力側にはさらにＢモード処理系回路１
４およびＣＦＭモード処理系回路１５が併設され、この
両モードの出力側に表示系回路１６が接続されている。

【０１７９】受信系回路１３は、プローブの各振動子に
電気的に接続された複数の受信チャンネルの信号処理系
を有する。この受信チャンネルのそれぞれの信号処理系
の入力側にはプリアンプ３１ａ（…３１ｎ）が挿入さ
れ、各プリアンプ３１ａ（…３１ｎ）の後段にＡ／Ｄ変
換器３２ａ（…３２ｎ）、デジタルタイプの受信遅延回
路３３ａ（…３３ｎ）がこの順に挿入されている。受信
遅延回路３３ａ…３３ｎの遅延出力は、デジタルタイプ
の加算器３４で加算される。

【０１８０】受信遅延回路３３ａ〜３３ｎおよび加算器
３４には、前述した方向数設定器２５からの並列同時受
信の方向数および送信回数設定器２６からの送信時の同
一方向への送信回数がエコー法の種類毎の指定値として
与えられている。

【０１８１】プローブ１１が受信したエコー信号は、対
応する電気量のアナログ信号として受信チャンネル毎に
受信系回路１３に取り込まれる。このエコー信号は受信
チャンネル毎に増幅された後、デジタル量のエコー信号
に変換される。このエコー信号は、受信遅延回路３３ａ
〜３３ｎにより、送信時と逆の遅延時間パターンに並列
同時受信数Ｌに応じた異なるＬ種類の遅延時間パターン
を加えたトータルの遅延時間パターンから決まる遅延時
間を用いて受信チャンネル毎に並列に遅延制御される。
遅延制御された各エコー信号は、加算器３４により、指
定された並列同時受信数Ｌを形成する信号毎に同時に並
行して加算される。これにより、複数の受信ビームに
は、送信時とほぼ同じだが僅かに方向が異なるＬ種類の
受信指向性が与えられ、並列同時受信が行われる。この
並列同時受信数は、エコー法の種類（コントラストエコ
ー法か非コントラストエコー法か）に応じて変更され
る。また、そのエコー法の種類に応じて同一ビーム（ラ
スタ）方向への送信回数も変更されるので、これに対応
して、同一の受信方向に対する受信遅延加算も変更制御
される。

【０１８２】以下、説明を簡潔にするため、並列同時受
信（受信数Ｌ）に関する動作は説明せず、１つの受信ビ
ーム方向の動作についてのみ説明するが、他のＬ−１方
向についても全く同じ動作が時間的に並列に行われるだ
けである。

【０１８３】１０．２．２．１．Ｂモード処理系の構成
および動作Ｂモード処理系回路１４は、ここではデジタル信号を処
理するデジタルタイプの回路群から成り、受信回路１３
から供給されたデジタル量のエコー信号からＢモードの
画像データを生成する機能を有する。

【０１８４】この回路１４の詳細は図示しないが、対数
増幅器、包絡線検波器を有する。この回路１４では、エ
コー信号はまず対数増幅器で対数的に増幅され、その対
数増幅器の出力信号の包絡線が包絡線検波回路で検波さ
れる。この検波信号は断層像データとして表示系回路１
６のＤＳＣのフレームメモリに送られる。この動作は、
並列同時受信ビームのそれぞれに対応して実行される。

【０１８５】１０．２．２．２．ＣＦＭモード処理系の
構成および動作またＣＦＭモード処理系回路１５は、ＣＦＭモードで血
流動態を観測する画像データの作成を担う回路群であ
り、デジタル信号の状態で各種の処理を行うデジタルタ
イプの回路群により構成されている。

【０１８６】このＣＦＭモード処理系回路１５は、その
入力側から２系統に信号処理系（２チャンネルａ，ｂ）
が分岐し、その各系統にミキサ４１ａ（４１ｂ）、ＬＰ
Ｆ４２ａ（４２ｂ）、帯域可変フィルタ４３ａ（４３
ｂ）、バッファメモリ４４ａ（４４ｂ）、およびＭＴＩ
フィルタ４５ａ（４５ｂ）をこの順に挿入してある。Ｍ
ＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂの出力側は演算回路４６を
介して表示系回路１６に至る。

【０１８７】この内、ミキサ４１ａ，４１ｂには基準信
号発生器４７およびπ／２位相器４８が接続されてい
る。また、バッファメモリ４４ａ，４４ｂにはそのデー
タ書込みおよび読出し用のアドレスカウンタ４９，５０
が接続されている。

【０１８８】さらに、このＣＦＭ処理系回路１５には、
後述する動作を行う、基準信号周波数設定器５１、時間
（深さ）カウンタ５２、および周波数帯域設定器５３を
備えられている。

【０１８９】前述したパルス長設定器２４から出力され
たパルス長設定信号は、基準信号周波数設定器５１およ
び周波数帯域設定器５３に与えられる。この内、基準信
号周波数設定器５１が後述するように設定した信号は、
基準信号発生器４７および演算回路４６に供給される。
周波数帯域設定器５３が後述するように設定した信号
は、帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂに供給される。

【０１９０】また、送信トリガ発生器２１が発生した送
信トリガ信号Ｓ_ｔｒｇは時間（深さ）カウンタ５２に与
えられる。このカウンタ５２が後述するようにカウント
したカウント値に相当する信号は、基準信号周波数発生
器５１、周波数帯域設定器５３、および演算回路４６に
与えられる。

【０１９１】なお、基準信号周波数設定器５１および時
間（深さ）カウンタ５２が発生した信号は後述する表示
系回路１６にも供給され、画面表示に供される。

【０１９２】以下、このＣＦＭモード処理系回路１５の
具体的動作を、この回路で実施される信号処理の特徴を
中心に説明する。この特徴は、本発明のいくつかの態様
を実施して得られるもので、前述した広帯域送信を行っ
た場合でも、被検体の体表面からの深さに応じた信号処
理を行って良好なＳ／Ｎを維持することである。

【０１９３】被検体内に送信された超音波パルスは、そ
の内部を伝搬する間に減衰する。この減衰の程度は、伝
搬距離が大きくなるほど大きくなるので、生体内の深い
サンプル点（深さ位置）ほど信号強度（信号感度）は弱
くなる。また、この伝搬は周波数特性もあり、同じ深さ
であっても超音波の周波数が高いほど、減衰も大きくな
る。つまり、周波数に依存した減衰特性（周波数依存性
減衰）を示す。

【０１９４】これを従来の狭帯域送信と比較して説明す
る。従来のようにバースト波が３波以上の狭帯域送信の
場合の送信パルス波形を図２０（ａ）に示す。送信周波
数はｆ_０であり、被検体の減衰特性を合わせて示してあ
る。この狭帯域の超音波パルスで送信したときの受信パ
ルス波形を、深さをパラメータとして同図（ｂ）にそれ
ぞれ示す。超音波パルスは深さに応じて減衰するので、
より深い生体内位置から反射してくる受信パルスほど、
その感度は弱くなる。しかし、この場合は狭帯域である
ので、各深さ位置での最大感度周波数はほぼｆ_０にな
る。したがって、直交位相検波の基準信号の周波数ｆ_Ｍ
を、ほぼｆ_０の一定値に設定しておくことにより、感度
が最大で受信することができる。

【０１９５】これに対し、本発明の実施に対応する、バ
ースト波数＝１の広帯域送信の場合を図２１（ａ），
（ｂ）で説明する。同図（ａ）は広帯域の送信パルス波
形を示すもので、送信周波数はｆ_０であり、被検体の減
衰特性を合わせて示してある。同図（ｂ）はその受信パ
ルス波形を示す。超音波パルスは深さに応じて減衰する
ので、この受信パルス波形によれば、受信パルスの反射
位置が深いほど、受信感度は弱くなる。この点は狭帯域
送信の場合と同じである。しかし、この場合は広帯域で
あるので、深さに応じて最大感度周波数は異なる。具体
的に、深部になるほど、最大感度周波数は低くなり、し
かも、その値は送信周波数ｆ_０よりも低くなるととも
に、その帯域幅は深部になるほど狭くなることがわか
る。

【０１９６】このような広帯域送信に伴う受信パルス特
性に鑑みて、本実施形態のＣＦＭモード処理系回路１５
にあっては、以下に示す２つの特徴ある処理を行い、Ｓ
／Ｎを維持または向上させる。

【０１９７】第１の特徴ある処理は、図２２（ａ）に示
す如く、基準信号（リファレンス信号）の周波数ｆ_Ｍを
検出深さに応じて変えて、常にほぼ最大感度の周波数に
合わせることである。具体的には、送信トリガ発生器２
１からの送信トリガ信号Ｓ_ｔ _ｒｇを参照して、深さ＝０
のときの時刻を認識し、さらに、

【数５】ｄ＝Ｔ１・ｃ／２ …… （３）の式から深さｄとこれに対応する時間Ｔ１との関係を求
めることができる。ここで、ｃは音速である。

【０１９８】この時間・深さの関係は時間（深さ）カウ
ンタ５２によって演算される。カウンタ５２は、送信ト
リガ発生器２１から送出される、深さ＝０を表す送信ト
リガ信号Ｓ_ｔｒｇを受信し、この受信時から経過時間Ｔ
１をカウントするとともに、このカウント時間Ｔ１を用
いて上記（３）式から深さｄを演算し、この演算値を基
準信号周波数設定器５１、周波数帯域設定器５３、およ
び演算回路４６に逐一送る。

【０１９９】このため、基準信号周波数設定器５１に
は、パルス長設定器２４からパルス長を設定するデータ
（送信周波数ｆ_０およびバースト波数＝１）が入力し、
また時間（深さ）カウンタ５２から深さｄのデータが入
力する。そこで、この設定器５１は、パルス長設定デー
タおよび深さデータを用いて、各深さにおける受信パル
スの最大感度周波数に相当する基準信号周波数を演算
し、この周波数値を表す設定信号を基準信号発生器４７
に与えるように構成する。

【０２００】実際には、生体内での超音波パルスの減衰
には、超音波周波数、被検体部位、固体差などに応じた
ばらつきがあるので、送信パルスの周波数を変更し、各
部位毎に各深さの受信パルスの最大感度周波数を測定
し、多数の固体の平均をとることで精度を高める。この
精度の高い値（最大感度周波数）をＲＯＭに書き込み、
このＲＯＭを基準信号周波数設定器５１に内蔵させる。
このＲＯＭからその格納データを読み出すには、送信周
波数ｆ_０、バースト波数Ｍ（＝３未満）、深さ、被検体
の部位などを示すパラメータをアドレスとしてＲＯＭに
与える。これにより、対応する最大感度周波数が読み出
される。

【０２０１】被検体の部位は、操作パネル１７内のパネ
ルスイッチ（図示せず）からオペレータが指定し、装置
内のＣＰＵ（図示せず）がこれを認識して数値化し、Ｃ
ＦＭモード処理系回路１５の適当なバッファを介して基
準信号周波数設定器５１に設定するように構成される。

【０２０２】基準信号発生器４７は、上述のように基準
信号周波数設定器５１からリアルタイムに送られてくる
各深さ毎の周波数値と同じ周波数信号を基準信号ｆ
_Ｍ（ｄ）（：深さの関数）として発生する。このように
形成された基準信号ｆ_Ｍ（ｄ）は直交位相検波器の一部
を成すミキサ４１ａ，４１ｂに供給される。

【０２０３】ミキサ４１ａ，４１ｂおよびＬＰＦ４２
ａ，４２ｂは直交位相検波器を構成し、デジタル量のエ
コー信号を直交位相検波して各送受信毎且つ各深さ位置
毎のドプラデータを抽出する。基準信号発生器から発生
される基準信号の周波数は、上述したように、基準信号
周波数設定器５１からの設定信号に応じて変更されるの
で、その値は深さに応じて変わり、常にほぼ最大受信感
度を呈する周波数にリアルタイムに合わせられる。この
基準信号は、一方のミキサ４１ｂとπ／２移相器４８に
与えられる。移相器４８は、基準信号に正確に９０度の
位相差を与えてもう一方のミキサ４１ａに供給する。

【０２０４】この結果、受信系回路１３から出力された
エコー信号と基準信号とがミキサ４１ａ及び４１ｂによ
り乗算される。この乗算によって得られる、位相が９０
゜異なった結果信号はそれぞれＬＰＦ４２ａ、４２ｂを
通過してミキシングで発生する高調波成分が除去され、
これにより、ベース帯域のドプラデータが得られる。つ
まり、スキャン断面の同一場所、すなわち同一ラスタを
複数のＮ回スキャンし、その各回のスキャン毎に、得ら
れたエコー信号から直交位相検波によりドプラデータが
抽出される。この直交位相検波を行うことにより、プロ
ーブに近づく血球からの信号と遠ざかる血球からの信号
とを分離して検出すること（方向分離）が可能になる。

【０２０５】したがって、この直交位相検波において、
位相検波用の基準信号が常に最大受信感度を呈する周波
数にリアルタイムに調整されているので、広帯域送信の
場合であっても、常に高い受信感度を維持させることが
できる。

【０２０６】このように常にほぼ最大の受信感度で抽出
されたドプラデータは、その後、２系統各別に、帯域可
変フィルタ４３ａ，４３ｂに送られる。

【０２０７】このＣＦＭモード処理系回路１５における
第２の特徴ある処理は、この帯域可変フィルタ４３ａ，
４３ｂに関する。

【０２０８】この帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂは、
ＢＰＦ（バンドパスフイルタ）として形成されており、
その周波数帯域は、周波数帯域設定器５３からの設定信
号に応じてほぼリアルタイムに変更される。ここでは、
深さに応じて変化する受信パルスの周波数帯域に合わせ
て変更され、ノイズが有効に除去されることである。つ
まり、帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂそれぞれの周波
数特性を、図２２（ｂ）に示す如く、直交位相検波によ
り生成されたドプラデータの周波数帯域にほぼ一致させ
る。この制御は深さ位置毎にほぼリアルタイムに行われ
る。

【０２０９】具体的手法を説明する。Ｓ／Ｎを最優先に
するときは、各深さ位置において受信パルスの帯域特性
と全く同じ特性を帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂに持
たせればよいが、この場合、距離分解能が多少、劣化す
る。このため、距離方向の分解能をあまり劣化させない
ように帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂの特性を多少調
整してもよい。

【０２１０】帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂの特性を
設定するには、周波数帯域設定器５３に、基準信号周波
数設定器５１のときと同様にＲＯＭ（図示せず）を内蔵
させる手法を採用することが好適である。このＲＯＭに
は、送信周波数を変えて、各部位毎に各深さ位置の受信
パルスの周波数帯域を測定し、しかも、多数の固体の平
均をとることにより精度および信頼性を高めた帯域値を
予め格納しておく。周波数帯域設定器５３には、前述し
たように、パルス長設定器２４、時間（深さ）カウンタ
５２、および制御装置１８からそれぞれデータが入力す
る。このデータは、送信周波数ｆ_０、バースト波数Ｍ
（＝３未満）、深さ位置、被検体部位を示す数値であ
る。この数値は周波数帯域設定器５３にてアドレス信号
に変換され、このアドレス信号が同設定器の内蔵ＲＯＭ
に与えられる。これにより、アドレス信号、すなわち入
力データに対応した周波数帯域特性のデータがＲＯＭか
ら読み出され、読み出されたデータが設定信号として帯
域可変フィルタ４３ａ，４３ｂに送られる。

【０２１１】したがって、このフィルタ４３ａ，４３ｂ
では、図２２（ａ）の浅部、中間部、および深部として
模式的に例示する如く、設定信号にしたがって各深さ位
置毎の周波数帯域特性がリアルタイムに変更される。こ
のように常に、受信パルス（ドプラデータ）の周波数帯
域に合わせてフィルタリングすることで、ノイズを効率
よくかつ十分に低レベルまで除去でき、広帯域送信であ
っても、Ｓ／Ｎを良好なレベルに維持または改善でき
る。

【０２１２】とくに、上述した第１、第２の特徴、すな
わち、「基準信号周波数の深さ位置に応じた変更制
御」、および、「ノイズフィルタの周波数帯域を受信パ
ルスのそれに合わせた変更制御」を併用することで、送
信パルスが広帯域であっても、高いＳ／Ｎを確保するこ
とができる。

【０２１３】このようにノイズ除去されたドプラデータ
は、チャンネルａ，ｂそれぞれにおいて、ドプラ用バッ
ファメモリ４４ａ，４４ｂに順次、書き込まれる。

【０２１４】ドプラ信号は、前述したように、同一サン
プル位置（深さ位置）をレート周期Ｔ_ｒで走査して得ら
れる血流からの反射信号の、単位時間内の位相シフト量
（ドプラシフト量）のデータ列である。このドプラ信号
から血流速度が求められる。この演算に供するため、例
えばＮ回、同一ラスタ位置を走査して得られた受信パル
スデータがバッファメモリ４４ａ，４４ｂに順次格納さ
れる。

【０２１５】このようにしてスキャン断面上のサンプル
位置それぞれをＮ回走査して得られる時系列方向に並ん
だドプラ信号から各サンプル位置の血流速度が演算され
ることになる。しかし、この時点のドプラ信号には未
だ、血球のように移動している物体からの反射波と、血
管壁や臓器実質のように殆ど移動しない固定物体からの
反射波とが混在しており、しかも、それらの反射強度は
後者（固定物体）の方が支配的である。これに反し、血
球からの反射波の周波数にはドプラシフトが生じている
のに対して、固定反射体からの反射波（クラッタ信号）
には係るドプラシフトは殆ど生じていない。そこで、こ
のドプラシフトの差を利用してクラッタ信号を除去する
ため、ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂがチャンネルａ，
ｂそれぞれに介挿されている。

【０２１６】バッファメモリ４４ａ，４４ｂそれぞれか
ら各サンプル位置毎に時系列方向に読み出されたＮ個の
ドプラデータの列、すなわちドプラ信号は、対応するＭ
ＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂにそれぞれ与えられる。こ
れにより、上述したドプラシフトの差によって、クラッ
タ成分は殆ど除去され、殆どが血球からの反射波のみと
なって、この血流成分が演算回路４６に送られる。

【０２１７】この演算回路４６による演算処理の概要
は、各深さのサンプル位置毎に、時系列方向のＮ個のド
プラデータを対象とする周波数分析によるスペクトルの
平均値（ドプラ周波数）、分散、あるいは血球からの反
射信号の強度（パワー）の演算である。これらの演算値
は血流情報として次段の表示系回路１６に送られる。

【０２１８】ここで、演算回路４６は、本発明のさらに
第３の特徴に係わる回路であるので、これを詳述する。

【０２１９】この演算回路４６は、図２３に示す如く、
ドプラ周波数演算回路４６１と、従来のドプラ速度演算
回路の代わりとしてのドプラ速度範囲演算回路４６２と
を備えるとともに、従来のパワー演算回路の代わりとし
て、広ダイナミックレンジ・パワー演算回路４６３を備
える。さらに、周波数分散演算回路４６４をも備える。
ドプラ速度範囲演算回路４６２は、時問（深さ）カウン
タ５２および基準信号周波数設定器５１の出力情報か
ら、折り返り速度範囲を演算する。また、広ダイナミッ
クレンジ・パワー演算回路４６３は、パワーの表示ダイ
ナミックレンジを拡大するために搭載されている。

【０２２０】ドプラ周波数演算回路４６１は、自己相関
器などの周波数解析器を備え、ＭＴＩフィルタ４５ａ，
４５ｂから出力される実数部および虚数部に対応するド
プラ信号をそれぞれ入力して、各サンプル位置のスペク
トルのドプラ周波数（平均速度）の解析を行うととも
に、対応するドプラ周波数コードに変換して出力する。
また、この解析結果は、周波数分散回路４６４にも与え
られる。

【０２２１】まず、折り返り速度について説明する。ド
プラ速度ｖ_ｄは、前述した如く（式（１）を再掲す
る）、通常、

【数６】の式を用いて演算される。従来の演算の場合、上記
（１）式において、ｃおよびｆ_Ｍは一定値に設定される
が、θはスキャン断面上の各サンプル位置において異な
る。このため、同じドプラ周波数であってもドプラ速度
は一般に異なる（これはドプラ速度の角度依存性と呼ば
れる）。この角度依存性を解消する手法は、現時点では
実用化に至っていないが、その代替手法として次のよう
な方法が採られている。すなわち、式（１）においてθ
＝０のときに本来のドプラ速度を計算可能であり、この
ときの折り返り速度ｖ_ｒ／２が前述した

【数７】ｖ_ｒ／２＝（ｆ_ｒ／２）・（ｃ／２ｆ_Ｍ）の式（前記（２）式を再掲した）で示されるので、この
式から演算される折り返り速度の値をカラーバーと共に
表示されている。

【０２２２】しかし、本実施形態の場合、この表示法を
そのまま採用することはできない。それは、広帯域送信
でありながらＳ／Ｎを向上させる対策を講じているた
め、基準信号の周波数ｆ_Ｍをサンプル位置の深さに応じ
てリアルタイムに変更している。したがって、折り返り
速度もサンプル位置の深さに応じて変わってしまうから
である。

【０２２３】そこで、本実施形態においては、複数の折
り返り速度を表示する。そのための具体的な手法として
は、ＣＦＭモードによるイメージングの表示範囲を示す
ＲＯＩの最浅部と最深部の値を示す手法、深さ＝０と断
層像の最深部の値を示す手法、これらの値に加えて、さ
らに、表示画像上に深さマーカを設け、その深さを表示
する手法などがある。勿論、そのほかの表示法を採って
もよい。ここでは一例として、ＲＯＩの最浅部と最深部
の折り返り速度を示す表示法について説明する。

【０２２４】この表示を行うため、演算回路４６内のド
プラ速度範囲演算回路４６１には、制御装置１８からレ
ート周波数ｆ_ｒ、音速ｃ、およびＲＯＩ深さ設定値ｄ１
（最浅部）、ｄ２（最深部）、時間（深さ）カウンタ５
２から深さｄが、さらには基準信号周波数設定器５１か
ら深さｄに同期して基準信号周波数ｆ_Ｍがそれぞれ与え
られている。そこで、ドプラ速度範囲演算回路４６１
は、常に深さｄをモニタしており、ｄ＝ｄ１を認識した
ときの基準信号周波数ｆ_Ｍｄ１を用いて、前記（２）式
に基づく、ＲＯＩ最浅部の折り返り速度ｖ_ｒｄ１を、

【数８】により演算する。同様に、深さｄ＝ｄ２を認識したとき
の基準信号周波数ｆ_Ｍｄ _２を用いて、前記（２）式に基
づく、ＲＯＩ最深部の折り返り速度ｖ_ｒｄ２を、

【数９】により演算する。これらの折り返り速度ｖ_ｒｄ１／２お
よびｖ_ｒｄ２／２は、ＲＯＩ深さｄ１、ｄ２と組み合わ
せて表示系回路１６のＤＳＣ内のフレームメモリに格納
される。

【０２２５】次いで、パワーモードの表示ダイナミック
レンジについて説明する。

【０２２６】これは、本発明の第４の特徴に関する。表
示ダイナミックレンジは、実際には演算回路４６内で設
定されてしまう要素である。表示階調として６４階調
（階調０〜６３）を例示するが、ほかの階調度であって
も同様である。

【０２２７】受信エコー信号の処理においては、通常、
微弱な信号を見逃さないようにするため、ノイズレベル
を基準にしてゲインを設定する。ゆえに、表示ダイナミ
ックレンジが信号強度に対して狭すぎると、表示ダイナ
ミックレンジよりも大きい強度を有する信号は飽和す
る。このため、飽和した信号値はその値の如何を問わ
ず、その表示ダイナミックレンジの上限値で一律に表示
されてしまう。階調は全て６３の最高度で表される。つ
まり、画像は一部、階調性の無い平坦な感じのものとな
り、表示分可能は低く、重要なパワー情報が喪失するこ
とにもなる。

【０２２８】従来から行われている通常のＣＦＭにおい
て得られる血流信号は、血球からの反射信号のパワーに
基づく信号である。血球からの反射信号は強度が弱いた
め、パワーの表示ダイナミックレンジもそれに見合って
狭く、せいぜい４０ｄＢ程度である。いま、この表示ダ
イナミックレンジを４０ｄＢとして図２４に基づき説明
する。

【０２２９】図２４（ａ）に、従来から行われている通
常の表示ダイナミックレンジを設定するときの入出力パ
ワーの特性例を示す。出力パワーの上限値、すなわち表
示ダイナミックレンジは１０、２０、３０、４０ｄＢに
それぞれ可変設定できる。この可変設定は、表示階調が
６４と固定であるため、飽和しない範囲で信号強度に合
わせた、なるべく広いダイナミックレンジとなるように
表示ダイナミックレンジを設定し、階調性が失われない
ようにするためである。例えば、ある被検体の最大信号
強度が１６ｄＢであるときに、表示ダイナミックレンジ
を４０ｄＢに設定すると、表示階調は実際には、

【数１０】６４・（１６ｄＢ／４０ｄＢ）＝２６階調となり、階調性が低下し、暗い画像となる。これは診断
能の低下を招いてしまう。また、２０ｄＢに設定したと
すれば、表示階調は実際には、

【数１１】６４・（１６ｄＢ／２０ｄＢ）＝５１階調となり、階調性が上がり、明るい画像となる。当然に診
断能も向上する。

【０２３０】このように、血球からの反射信号のパワー
の場合、表示ダイナミックレンジは通常、４０ｄＢもあ
れば十分である。しかし、被検体に造影剤を投与した場
合、エコー信号の反射強度は数十ｄＢ増強されるので、
表示ダイナミックレンジを４０ｄＢの最高レンジに設定
した場合でも、必ずと言ってよいほど、表示画像上の至
る個所で飽和し、階調性が無いまたは少ない、平坦な感
じの画像しか得られない。これは、診断能の低下を招く
ことにもなる。

【０２３１】そこで、本実施形態では、図２４（ｂ）に
示す如く、表示ダイナミックレンジを最大、例えば９０
ｄＢまで拡大し、１０ｄＢから９０ｄＢまで、１０ｄＢ
ずつ可変設定できるようにする。これにより、血球から
の反射信号のみならず、造影剤の微小気泡から高強度の
反射信号が返ってきた場合にも、表示ダイナミックレン
ジを最適に設定することができる。

【０２３２】これを実現するため、図２３に示す如く、
演算回路４６に広ダイナミックレンジパワー演算回路４
６３が設けられる。この演算回路４６３の内部は、図示
していないが、その入力側に位置してパワー値を演算す
る演算器と、その出力側に置かれたＲＯＭとを備える。
ＲＯＭには図２４（ｂ）の入出力特性を表すデータとし
て書き込まれている。このため、演算回路４６３は、Ｍ
ＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂの出力である血流からの反
射信号からそのパワー値を演算し、このパワー値と表示
ダイナミックレンジの上限設定値がアドレス情報として
ＲＯＭに与えられる。この上限設定値は、例えば、操作
パネル１７を介してオペレータが指定した値を制御装置
１８のＣＰＵが広ダイナミックレンジ・パワー演算回路
４６３に与えることで設定される。このため、入力パワ
ー値に対応したパワー値がＲＯＭから読み出され、図２
４（ｂ）の入出力特性に基づいたパワーコードが出力さ
れる。

【０２３３】一方、演算回路４６の周波数分散演算回路
４６４は、周波数解析結果から速度分布の分散を演算
し、それに対応する周波数分散コードをそれぞれ出力す
る。

【０２３４】以上のように演算回路４６で演算されたド
プラ周波数コード、周波数分散コード、パワーコード、
および折り返り速度とＲＯＩ深さの情報は血流動態を表
すドプラデータとして、表示系回路１６のＤＳＣのフレ
ームメモリに送られる。

【０２３５】１０．２．２．３．表示系回路の構成およ
び動作表示系回路１６は、Ｂモード用およびＣＦＭモード用の
２種類のフレームメモリおよびその書込み／読出し制御
回路を備えたデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）６
１、表示用のＲＯＩ、カラーバー、目盛、アノテーショ
ンなどの表示データを発生させるデータ発生器６２、ピ
クセルのカラー付与処理を行うカラー処理器６３、Ｄ／
Ａ変換器６４、および表示用のＴＶモニタ６５を備え
る。Ｂモード処理系回路１４およびＣＦＭモード処理系
回路１５から出力されたデジタル量の断層像データおよ
びドプラデータはＤＳＣ６１のフレームメモリに夫々書
き込まれる。また、操作パネル１７を介してオペレータ
から与えられる各種の操作情報は、制御装置１８を介し
て、データ発生器６２にも与えられる。

【０２３６】ＤＳＣ６１では、Ｂモード用フレームメモ
リおよびＣＦＭモード用フレームメモリに格納されたデ
ータが各別に標準ＴＶ方式で読み出される。また、この
読出しと並行して、両フレームメモリの共通画素同士の
一方が択一的に選択され、Ｂモード断層像（背景像）に
ＣＦＭモードのＣＦＭ画像（造影剤、すなわち血流速
度、分散、パワーなどの血流動態を表すドプラデータ）
が重畳された１フレームの画像データが形成される。さ
らに、この画像データに、データ発生器６２が発生した
表示データが重畳される。このように作成された画像デ
ータの内のドプラデータにはカラー処理器６３でカラー
付与処理が施される。さらに、この画像データはＤ／Ａ
変換器６４により所定タイミング毎にアナログ信号に変
換され、ＴＶモニタ６５にＣＦＭ画像として表示され
る。

【０２３７】図２５に、この表示例を示す。同図（ａ）
はモニタ表示画面の一例を示す。この画面の中央には、
Ｂモードの断層像が表示され、その一部にコンベックス
状のＲＯＩが設定され、そのＲＯＩ内にＣＦＭ画像が重
畳して表示される。画面の隅には、各種の提供データが
数値や目盛で表示される（図中の点線部分参照）。さら
に、同図において、画面の左側サイドにはプローブから
の深さを示す目盛が表示され、これに隣接してカラーバ
ーが表示される。

【０２３８】同図（ｂ）には、カラーバーの一例とし
て、血流速度を表すカラーバーを示す。従来と同様に、
このカラーバーは、プローブに対する血流方向を分離し
た速度を示す。同じに、このカラーバーの上方の所定画
面位置には、ＲＯＩの深さ上限値および下限値、並び
に、それらの深さに応じた折り返り速度が、これらに割
り当てられたウィンドウ内にほぼリアルタイムに表示さ
れる。

【０２３９】また、この速度のカラーバーの詳細な表示
例を、同図（ｃ），（ｄ）にそれぞれ示す。この内、同
図（ｃ）のものは、その縦軸に方向分離したドプラ周波
数（血流速度）を、その横軸に深さをそれぞれとり、か
つ、同じ速度を同一色で表すものである。縦軸の両端の
周波数は折り返り周波数±ｆ_ｒ／２である。本実施形態
では、基準信号の周波数を深さ方向の深さに応じて変更
されるようにしているので、同じドプラ周波数であって
も演算されるドプラ速度は異なる値を呈し、折り返り周
波数ｆ_ｒ／２に対する折り返り速度も深さに応じて異な
る値をとっている。このため、同図（ｃ）に模式的に示
されるカラーマップ（バー）となる。一方、同図（ｄ）
に示す速度のカラーバーでは、縦軸に方向分離されたド
プラ速度を、横軸に深さをそれぞれとり、同じ速度を同
一色相で表している。深さ方向の位置に応じて基準信号
の周波数を変更するようにしているので、このカラーバ
ーの場合も、折り返り速度が深さに応じて異なる値にな
る。このため、各深さ位置の折り返り速度は同図（ｄ）
に模式的に示されるカラーマップ（バー）となる。

【０２４０】さらに、図２５（ｅ）にパワー値のカラー
バーの一例を示す。従来と同様のダイナミックレンジを
示すカラーバー（ここでは、一例として６４階調）の上
方の隣接位置に、１０ｄＢ〜９０ｄＢまで変更可能な最
大ダイナミックレンジを表示している。

【０２４１】１０．３．全体的な動作および作用効果上述したように、この超音波診断装置では、送信系回路
１２からの送信遅延された駆動信号にプローブ１１が応
答して被検体内に超音波パルスを送信する。この送信さ
れた超音波パルスは、被検体内から反射波として戻って
きてプローブ１１で検出される。これにより、プローブ
１１から電気量のエコー信号が出力され、このエコー信
号が受信系回路１３でデジタル信号に変換された後、受
信遅延される。このエコー信号はさらにＢモード処理系
回路１４およびＣＦＭモード処理系回路１５に並行して
入力し、前述したようにスキャン面の断層像データおよ
びその面内の血流動態を表すＣＦＭ像データが生成され
る。そして、表示系回路１６にて、表示系断層像データ
にＣＦＭ像データが重畳され、最終的なＣＦＭ像として
ＴＶモニタ６５に表示される。

【０２４２】このＣＦＭ像を得るに際し、この超音波診
断装置では、以下に要約するように各種の作用効果を得
ることができる。

【０２４３】第１に、広帯域送信にすることに拠る効果
がある。ＴＶモニタ６５には、図２５（ａ）に例示した
ように、ＣＦＭ像上にＲＯＩが表示される。このＲＯＩ
内のＣＦＭ像は次のように表示される。ＣＦＭ像は、造
影剤を投与しない状態（非コントラスト法）でスキャン
した場合でもその感度は向上するが、とくに被検体に造
影剤を投与したコントラスト法でスキャンした場合に
は、血流の検出感度は数十ｄＢ程度、増強される。この
コントラストエコー法を実施する場合、本実施形態では
前述した如く、送信系回路１２によって、送信超音波パ
ルスの周波数帯域を広帯域に設定される。これにより、
血流信号が高い空間分解能で検出される。例えば、バー
スト波数＝１に設定した場合、図２６に示すように、従
来のＣＦＭに比べて距離分解能が格段に向上したＣＦＭ
像（血流画像）が得られる。したがって、ブルーミング
は殆ど発生しない。

【０２４４】第２に、並列同時受信数の増加が可能なこ
とに拠る効果がある。被検体に造影剤を投与してスキャ
ンする場合、前述したように、検出感度は通常、数十ｄ
Ｂ程度、増強されるので、送信ビームを広げて並列同時
受信数を増加させても検出感度は十分に確保される。そ
こで、方向数設定器２５は、エコー法切替スイッチ２７
からコントラストエコー法の実施が指令されたときに
は、非コントラストエコー法のときよりも並列同時受信
数を増やす。これにより、フレーム数（すなわち時間分
解能）が格段に上がり、血流動態を高いリアルタイム性
で観察できる。一例として、並列同時受信を行わない通
常のＣＦＭのときに６フレーム／秒であれば、並列同時
受信数＝４方向に設定すると２４フレーム／秒に、並列
同時受信数＝８方向に設定すると４８フレーム／秒にそ
れぞれ上がり、リアルタイム性が飛躍的に向上する。

【０２４５】第３に、送信時の同一方向送信回数を減ら
すことが可能なことに伴う効果がある。血流信号の強度
は低いので、ノイズの影響を浮け易く、血流動態の情報
の値が変動し易い。この影響を減らすため、血流信号検
出時には、通常、同一ラスタ方向に１６回、超音波パル
スを送受信して同じ信号源（スキャン断面上のサンプル
位置）から時系列方向に複数個の血流データを検出し、
それらを平均したドプラ周波数（ドプラ速度）を得てい
る。ところが、コントラストエコー法を実施する場合、
血流からの検出感度が数十ｄＢ程度、増強されるので、
Ｓ／Ｎが大幅に良くなって、血流信号はノイズの影響を
殆ど受けなくなる。つまり、同一ラスタ方向への超音波
パルスの送信回数を減らしても、高Ｓ／Ｎの安定した血
流信号が得られる。そこで、エコー法切替スイッチ２７
を介してコントラストエコー法が指令されたときには、
送信回数設定器２６より、かかる同一方向の送信回数は
減らされる。この送信回数の減少により、単位時間あた
りのフレーム数（時間分解能に相当）が多くなり、リア
ルタイム性の高いＣＦＭ像を提供することができる。一
例として、通常のＣＦＭのときに６フレーム／秒であれ
ば、同一方向送信回数を１／２に減らすと、フレーム数
は１２フレーム／秒に倍増し、リアルタイム性は飛躍的
に向上する。

【０２４６】さらに、本実施形態では、上述した並列同
時受信の方向数の増加および同一方向の送信回数の低減
の両手法を併用しているので、リアルタイム性の向上の
効果は極めて高いものになる。なお、必要に応じて、上
述した並列同時受信方向数の増加および同一方向送信回
数の低減の両手法の内の一方のみを採用する構成を採っ
てもよい。

【０２４７】ところで、上述したＣＦＭモード処理系回
路は直交位相検波器の後ろに、２チャンネルａ，ｂ別々
に帯域可変フィルタとしてのＢＰＦを挿入する構成とし
ている。このＢＰＦの挿入位置の場合、ＢＰＦの設計が
容易化されるという利点がある。

【０２４８】また、本実施形態の超音波診断装置にあっ
ては、その受信・処理系回路１３〜１５を、受信増幅器
の直後にＡ／Ｄ変換器を置いたデジタルタイプの回路で
構成している。このデジタル化により、回路動作の安定
化は勿論のこと、受信系回路や処理系回路の性能向上と
処理の多様化とを推進することができる。

【０２４９】なお、この実施形態のＣＦＭモードにあっ
ては、断層像上にＣＦＭ画像を表示する態様で説明して
きたが、必ずしもそのような表示態様に限定されるもの
ではない。

【０２５０】またなお、本発明は、とくに、造影剤を被
検体に投与することにより血流の検出感度を十分に上げ
てスキャンするコントラストエコー法を実施する超音波
診断装置や、造影剤を投与しなくても血流の検出感度を
向上させた非コントラストエコー法を実施する超音波診
断装置に実施することが好適である。

【０２５１】また、第８の実施形態で説明した、造影剤
が消失するときの画像化、及び、造影剤の微小気泡が不
規則な振動をするときの画像化の手法は、本実施形態に
も適用可能である。

【０２５２】１０．４．第１０の実施形態の変形例上述した第１０の実施形態に関して、以下のように、様
々な変形例を提供できる。

【０２５３】（第１の変形例）第１の変形例は、ＣＦＭ
モード処理系回路１５に挿入する帯域可変フィルタ４３
ａ，４３ｂに関する。受信したエコー信号を直交位相検
波した超音波パルスの周波数スペクトルは、最大感度周
波数ｆ_０、ｆ_１、またはｆ_２（図２１参照）を中心に高
周波側と低周波側はほぼ対称であるから、帯域可変フィ
ルタ４３ａ，４３ｂは実数型フィルタでも十分であり、
上述した実施形態にあっては２チャンネル別々にフィル
タを持たせた実数型フィルタで示した。しかし、図２７
に示す如く、かかる周波数スペクトルは実際には完全に
対称ではないので、帯域可変フィルタを２チャンネル組
み合わせた複素数型フィルタに形成し、スペクトル特性
を最大感度周波数に対して非対称に設定し、直交位相検
波された出力信号に合わせ込めば、フィルタリング精度
を更に向上させることができる。この複素帯域可変フィ
ルタ４３ｃを搭載した超音波診断装置の構成例を図２８
に示す。

【０２５４】（第２の変形例）第２の変形例は、帯域可
変フィルタの帯域特性のみを制御して距離分解能を大幅
に改善させることに関する。この変形例によれば、Ｓ／
Ｎの改善効果は上述した実施形態ほど大きくはないが、
距離分解能を大幅に改善できるものである。

【０２５５】この変形例では、基準信号の周波数ｆ_Ｍを
常にほぼ一定とする（前述したように深さに応じて変化
させない。ただし、下記の所望の周波数特性如何では、
適宜、変更することも可能である）。しかし、図２９
（ａ）に模式的に示す如く、深さに拠って変化する入力
信号の周波数スペクトラムに応じて、帯域可変フィルタ
４３ａ，４３ｂの帯域特性を深さ毎に変更制御する。こ
の結果、同図（ｂ）に示す如く、帯域可変フィルタ４３
ａ，４３ｂの出力信号が深さに依存せず、常にほぼ同一
の周波数帯域となるようにする（更に、一般的表現とし
ては、深さ毎に所望の周波数帯域特性が得られるように
する）。つまり、これにより、Ｓ／Ｎ改善効果が得られ
ると同時に、信号帯域を広げることができるので、距離
分解能、とくに深部における距離分解能を大幅に改善す
ることができる。すなわち、広帯域特性を有する送信超
音波パルスの距離分解能に匹敵する優れた距離分解能を
維持することができる。

【０２５６】この場合、帯域可変フィルタは実数型でも
複素数型であってもよい。複素数型フィルタとした場
合、図２９（ｃ）に示す如く、その帯域特性を非対称に
設定することができ、かかる特性を設計する場合の自由
度は高い。この変形例の場合、帯域可変フィルタをデジ
タルフィルタで構成することが望ましく、これにより、
フィルタ特性をよりフレキシブルに設計できる。

【０２５７】（第３の変形例）第３の変形例は、造影剤
を用いたときの帯域可変フィルタの帯域設定に関する。

【０２５８】造影剤の主成分を成す微小気泡から反射し
てきたエコー信号には非線形な振動特性に因って、高調
波、分調波、超調波などが含まれる。一例として、図３
０には、送信１波のときの基本波と第２高調波のスペク
トラムの例を示す。送信を１波で行うと、その基本波と
高調波は一部重畳して戻ってくる。造影剤からの信号の
強度自体については基本波の方が第２高調波よりも強い
が、組織エコー（クラッタ）の第２高調波の強度は弱い
ので、第２高調波に関しては造影剤のエコーの方が支配
的である。

【０２５９】したがって、図３１に示すように、帯域可
変フィルタの帯域幅Ｗは変えずに、基準信号周波数を例
えばｆ_０，ｆ_１，２ｆ_０とずらし、造影剤の感度を優先
するときは基本波を主体に取り込み、一方、クラッタ除
去能力を優先したいときには第２高調波を主体に取り込
むようにすることができ、これにより、信号の有効な使
い方が可能になる。例えば、一般に浅部での感度は十分
に採れるので、浅部ではクラッタ除去能力を優先して第
２高調波を主体に帯域設定し（基準信号の周波数は一例
として第２高調波の中心周波数２ｆ_０の位置）、深部で
は生体減衰の影響を補うために感度を優先させるべく基
本波主体に帯域設定し（基準信号の周波数は一例として
基本波の中心周波数ｆ_０の位置：このとき、クラッタは
後段のＭＴＩフィルタで主に除去させる）、さらに中間
の深さでは両者を混合した帯域になるように設定（基準
信号の周波数は一例として基本波と第２高調波の中心位
置ｆ_１の位置）することが好適である。

【０２６０】また別の設定法として、図３２に示すよう
に、基準信号周波数ｆ_２を基本波の中心周波数ｆ_０と第
２高調波の中心周波数２ｆ_０の間に設定し、送信帯域Ｗ
_１よりも帯域可変フィルタＷ_２の帯域を広くして、基本
波と高調波に跨らせれば、送信帯域よりも広帯域の信号
を得ることができ、距離分解能を向上させることができ
る。

【０２６１】前述した図４には、造影剤からの受信信号
のスペクトラムを示す。造影剤の主成分を成す微小気泡
から反射してきたエコー信号には非線形な振動特性に因
り高調波、分調波、超調波などが含まれる。したがっ
て、ハーモニックＢモードで画像表示する場合、受信信
号帯域は、送信信号帯域のみならず、非線形信号帯域を
も含むように設定させることができる。

【０２６２】（第４の変形例）第４の変形例は、帯域可
変フィルタの挿入位置に関する。帯域可変フィルタは必
ずしも直交位相検波器のＬＰＦの後段に挿入する構成に
限定されることなく、図３３に示す如く、直交位相検波
器のミキサ回路の前段に帯域可変フィルタ４３ｄを挿入
してもよい。この場合、帯域可変フィルタ４３ｄは高周
波でのフィルタリングとなるが、その個数は１チャンネ
ル分で済む。

【０２６３】（第５の変形例）第５の変形例は、クラッ
タ成分を除去するフィルタの変形に関する。前述したＣ
ＦＭモード処理系回路１５はクラッタ成分を除去するＭ
ＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂを用いている。このＭＴＩ
フィルタは機能的にはハイパスフィルタ（ＨＰＦ）であ
る。これに対し、このＭＴＩフィルタの代わりに、差分
フィルタを用いることもできる。差分フィルタ４５ｃ，
４５ｄを搭載した装置の一例を図３４に示す。差分法で
あるので、通常のＨＰＦのように過渡応答現象が発生し
ない。このため、差分フィルタ４５ｃ，４５ｄを用いる
分、同一ラスタ方向への超音波パルスの送信回数を減ら
すことができ、単位時間当たりにフレーム数を増加させ
て時間分可能（リアルタイム性）を向上させることがで
きる。具体的には、パワーデータを得るには同一方向へ
の送信は最低２回で可能であり、速度データを得るには
最低３回の送信で可能である。

【０２６４】（第６の変形例）第６の変形例は、受信側
に挿入するＡ／Ｄ変換器の挿入位置をＣＦＭモード処理
系回路１５に置く、いわゆるアナログタイプの受信処理
系の構成に関する。

【０２６５】第２の実施形態およびその変形例におい
て、これまで説明してきた受信処理系の回路構成は、例
えば図１７に示す如く、Ａ／Ｄ変換器３２ａ（…，３２
ｎ）を受信系回路１３のプリアンプ３１ａ（…，３１
ｎ）の直ぐ後ろに置いて、それ以降の受信処理をデジタ
ル信号の形態で行う、いわゆる「デジタルタイプ」で構
成している。これに対し、この変形例の受信処理系で
は、図３５に示す如く、かかるＡ／Ｄ変換器を２個（７
１ａ，７１ｂ）、ＣＦＭモード処理系回路１５内の帯域
可変フィルタ４３ａ，４３ｂとバッファメモリ４４ａ，
４４との間にチャンネル毎に挿入している。これによ
り、Ａ／Ｄ変換器の数を減らすこともできる。

【０２６６】このＡ／Ｄ変換器７１ａ，７１ｂは、図３
６に示す如く、直交位相検波器のＬＰＦ４２ａ，４２ｂ
と帯域可変フィルタ４３ａ，４３ｂとの間にチャンネル
毎に挿入してもよい。この場合は、帯域可変フィルタ４
３ａ，４３ｂをデジタルタイプのフィルタで構成でき
る。このようにすると、帯域可変フィルタをデジタルフ
ィルタとして構成できるので、経時変化や温度変化など
に対する耐性が良好で、フィルタリング特性が安定す
る。

【０２６７】なおここで、詳細な実施形態の代表である
図１７の装置構成との対応関係を説明すると、プローブ
１１、送信系回路１２、受信系回路１３、および制御装
置１８がスキャン手段を構成する。また、Ｂモード処理
系回路１４、ＣＦＭモード処理系回路１５の内のミキサ
４１ａ，４１ｂ、ＬＰＦ４２ａ，４２ｂ、帯域可変フィ
ルタ４３ａ，４３ｂ、バッファメモリ４４ａ，４４ｂ、
ＭＴＩフィルタ４５ａ，４５ｂ、基準信号発生器４７、
π／２移相器４８、基準信号周波数設定器５１、時間カ
ウンタ５２、および周波数帯域設定器５３、送信系回路
１２内に設けたパルス長設定器２４、方向数設定器２
５、送信回数設定器２６、並びに制御装置１８が第１の
信号処理手段を構成する。さらに、表示系回路１６およ
び制御回路１８は表示手段に相当する。さらに、ＣＦＭ
モード処理系回路１５内に設置した演算回路４６、基準
信号周波数設定器５１、時間カウンタ５２、送信系回路
１２に設けた送信トリガ発生器２１およびパルス長設定
器２４、並びに制御装置１８が第１の信号処理手段を構
成する。

【０２６８】なお、本発明は上述した実施例に限定され
ることなくその要旨を逸脱しない範囲で種々変形、組合
せ実施可能である。

【０２６９】例えば、装置構成に関しては、「高分解能
フローモード」で実施する図１の構成において、ＨＰＦ
又は差分器８４と受信系回路８３との間に、図３７に示
したように、直交位相検波器１０２を介挿する。この検
波器１０２により、受信信号をベースバンド信号に生成
させた後、ドプラ信号のデータ列を検出し、このデータ
列にハイパスフィルタリング又は差分演算を施すことで
組織からの信号（クラッタ成分）を除去し、血流画像を
表示させる。このとき、直交位相検波器１０２で使用す
る基準信号の周波数をラスタ方向の深さに応じて調整す
るとよい。

【０２７０】また、「高分解能フローモード」を実施す
る第１〜第７の実施形態の構成において、広帯域な超音
波パルスの音圧レベルを、造影剤が消失可能であって且
つエコー信号に造影剤の消失に起因したエコー成分が含
まれる値に設定するようにしてもよい。また、広帯域な
超音波パルスの音圧レベルを、造影剤が消失せずに不規
則な振動が起こり且つエコー信号に造影剤の不規則な振
動に起因したエコー成分が含まれる値に設定するように
してもよい。このとき、エコー信号の所望の周波数成分
を通過させるフィルタの帯域特性を超音波パルスの基本
波成分及び高調波成分の少なくとも一方についてラスタ
方向の深さ毎に設定するようにしてもよい。

【０２７１】さらに、「高分解能フローモード」を実施
する第１〜第７の実施形態の構成において、第１０の実
施形態で説明した、造影剤に起因したエコー成分のパワ
ーを非飽和の状態で処理できる広いダイナミックレンジ
に関する構成を採用してもよい。

【０２７２】また、例えば、前述した実施形態およびそ
の変形例では、送信用の広帯域な超音波パルスをバース
ト波数で表したが、送信パルスの包絡線が矩形でない場
合、バースト波数では表現できないので、これに代わる
表現法として−６ｄＢでの比帯域、または、−６ｄＢで
の波連長で規定すればよい。また、ほかの様々な定義法
でバースト波数＝３未満を定義してもよい。

【０２７３】さらに、前述した実施形態およびその変形
例では、得られたドプラ信号から血流速度、スペクトラ
ムの分散、ドプラ信号のパワー値などの情報を演算して
断層像と共に表示しているが、この内の所望の情報のみ
を適宜な態様で直接、表示してもよい。

【０２７４】

【発明の効果】以上のように、本発明によれば以下のよ
うな効果が得られる。

【０２７５】第１に、血流画像はエコー信号の輝度又は
パワーを表す画像として提供されるため、従来の単なる
ＣＦＭ像のような、ドプラ法に基づく血流速度の分布像
に比べて、微細な血流や速度が遅い血流をも確実に捕捉
し、血流の存在を精細に表した血流画像を提供できる。

【０２７６】第２に、バースト波数が３未満、とりわけ
最も好適な条件では１波と広帯域であるので、ブルーミ
ングが無いまたは殆ど無い空間分解能の良い血流画像を
表示でき、従来法と比べて診断能を格段に向上させるこ
とができる。

【０２７７】第３に、バースト波数を広帯域に設定する
ので、被検体の周波数依存性減衰の影響により、体表か
らの深さ位置毎にエコー信号の受信時の最大感度周波数
と周波数帯域が変化してしまう。具体的には、深さが深
いほど最大感度周波数は低くなり、受信周波数帯域は狭
くなるが、本発明では各種の補正処理により、かかる変
動を補正でき、Ｓ／Ｎを著しく向上させる。また、クラ
ッタ除去効果の向上、感度の向上、さらには距離分解能
の向上を図ることができ、これにより、診断能が向上す
る。

【０２７８】さらに、第４に、本発明では、表示ダイナ
ミックレンジを従来法よりも広く可変設定できるので、
造影剤を投与するコントラストエコー法を実施する場合
でも、常に適切な表示ダイナミックレンジを設定でき、
表示画像データを飽和させず、かつ階調性も十分に確保
でき、これにより、演算した血流パワーの情報をフルに
表示でき、診断能を向上させることができる。

【０２７９】さらに、第５に、コントラストエコー法の
実施時には、並列同時受信数を非コントラストエコー法
の実施時に比べて増やすので、リアルタイム性（時間分
解能）の良い血流像を提供することができる。これによ
り、大幅に単位時間当たり検出率が上がり、診断能を格
段に向上させることができる。また、コントラストエコ
ー法を実施するときには、同一方向送信回数を非コント
ラストエコー法実施時よりも減らすので、これによって
もリアルタイム性の良い血流像を提供することができ、
大幅に検出率をさせて診断能向上に貢献できる。

【０２８０】このように、本発明によれば、血流の存在
を精細に表した空間分解能の高い血流像を提供でき、診
断能を向上させる。また、従来のＣＦＭに比べて、空間
分解能が高く、かつＳ／Ｎの良い血流像を提供でき、診
断能を向上させる。さらに、造影剤を投与するコントラ
ストエコー法の実施時には、空間分解能が高く、Ｓ／Ｎ
が良く、フレームレート（時間分解能）が高く、かつ表
示ダイナミックレンジが広い血流像あるいはパフュージ
ョン像を提供でき、飛躍的に診断能を向上させることが
できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図２】広帯域の送信超音波パルスのバースト波形を説
明する図。

【図３】広帯域の送信超音波パルスの比帯域を説明する
図。

【図４】ハーモニックイメージングを行うときの周波数
領域の波形の一例を示す図。

【図５】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図６】本発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図７】本発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図８】本発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図９】本発明の第６の実施形態に係る超音波診断装置
の概略構成を示すブロック図。

【図１０】本発明の第７の実施形態に係る超音波診断装
置の概略構成を示すブロック図。

【図１１】本発明の第８の実施形態に係る超音波診断装
置の概略構成を示すブロック図。

【図１２】第８の実施形態の装置に搭載された送信系回
路のブロック図。

【図１３】第８の実施形態で用いる送信系回路の動作を
説明するタイミングチャート。

【図１４】対比説明のために記載した従来装置の送信系
回路のブロック図。

【図１５】対比説明のために記載した従来装置の送信系
回路のタイミングチャート。

【図１６】本発明の第９の実施形態に係る超音波診断装
置の機能ブロック図。

【図１７】本発明の第１０の実施形態に係るデジタルタ
イプの超音波診断装置のブロック図。

【図１８】第１０の実施形態で採用しているパルス発生
器の詳細を説明するブロック図。

【図１９】パルス発生器の動作の一例を説明するタイミ
ングチャート。

【図２０】従来装置で送受信される超音波パルスの周波
数領域波形の説明図。

【図２１】実施形態の装置で送受信される超音波パルス
の周波数領域波形の説明図。

【図２２】実施形態の装置で用いられる帯域可変フィル
タの特性を説明する図。

【図２３】実施形態の装置に搭載された演算回路の構成
を示すブロック図。

【図２４】実施形態の装置で用いるパワーのダイナミッ
クレンジ演算を、従来法と対比して説明する図。

【図２５】実施形態の装置のモニタに表示される画像お
よびカラーバーを例示する図。

【図２６】送信される広帯域の超音波パルスと空間分解
能を説明する図。

【図２７】帯域可変フィルタの別の特性を説明する図。

【図２８】第１０の実施形態の第１の変形例に係る複素
帯域可変デジタルフィルタを搭載した超音波診断装置の
ブロック図。

【図２９】第１０の実施形態の第２の変形例に係る帯域
可変フィルタのさらに別の特性を説明する図。

【図３０】第１０の実施形態の第３の変形例を説明する
スペクトル図。

【図３１】上記第３の変形例を説明する帯域可変フィル
タの帯域シフトの説明図。

【図３２】上記第３の変形例を説明する帯域可変フィル
タの帯域設定の説明図。

【図３３】第１０の実施形態の第４の変形例に係る帯域
可変デジタルフィルタを検波器の前段に挿入した超音波
診断装置のブロック図。

【図３４】第１０の実施形態の第５の変形例に係るクラ
ッタ成分を除去するフィルタとして差分フィルタを搭載
した超音波診断装置のブロック図。

【図３５】第１０の実施形態の第６の変形例に係るアナ
ログタイプの超音波診断装置のブロック図。

【図３６】アナログタイプの別の超音波診断装置を示す
ブロック図。

【図３７】さらに別の変形例を示す超音波診断装置のブ
ロック図。

【図３８】従来の血流イメージングに拠る不都合を説明
する画像図。

【図３９】第１及び第５の実施形態に係る高分解能フロ
ーモードに拠る血流画像の例を、従来のドプラ速度画像
と対比させて説明する図。

【図４０】第８の実施形態に係る、コントラストエコー
法に基づく高分解能フローモードに拠るパフュージョン
画像の例を、従来のドプラ速度画像と対比させて説明す
る図。

【図４１】第８の実施形態に係る、直交流に対する高分
解能フローモードに拠る血流画像の例を、従来のドプラ
速度画像と対比させて説明する図。

【符号の説明】

１１プローブ１２送信系回路１３受信系回路１５ＣＦＭモード処理系回路１６表示系回路１７操作パネル１８制御装置２１送信トリガ発生器２２パルス発生器２３送信回路２４パルス長設定器２５方向数設定器２６送信回数設定器２７エコー法切替スイッチ３２ａ，…，３２ｎＡ／Ｄ変換器４１ａ，４１ｂミキサ４２ａ，４２ｂＬＰＦ４３ａ，４３ｂ帯域可変フィルタ４３ｃ複素帯域可変デジタルフィルタ４３ｄ帯域可変デジタルフィルタ４５ａ，４５ｂＭＴＩフィルタ４５ｃ，４５ｄ差分フィルタ４６演算回路５１基準信号周波数設定器５２時間（深さ）カウンタ５３周波数帯域設定器６１ＤＳＣ６２データ発生器７１ａ，７１ｂＡ／Ｄ変換器８１プローブ８２送信系回路８２Ａ広帯域送信パルス発生器８３受信系回路８４ＨＰＦ又は差分器８５フローデータ処理器８６表示器８７帯域可変フィルタ８８周波数帯域設定器９１エコー法切替スイッチ９２送信回数設定器９３方向数設定器９５選択器９６Ｂモード及び／ＣＦＭモード処理系回路９６ＡＢモード処理系回路９７スイッチ９８モード切替コントローラ９９合成器１００バランス制御器１０１スイッチ１０４帯域可変フィルタ１０５差分フィルタ１０６Ｂモード処理系回路１０７表示器

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者嶺喜隆栃木県大田原市下石上1385番の１株式会社東芝那須工場内Ｆターム(参考） 4C301 CC02 DD04 EE01 EE04 EE09 EE10 HH56 JB29 JB38 KK21 KK22

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体内の同一方向に広帯域な周波数特
性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信しな
がら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パル
スの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に得
るスキャン手段と、このスキャン手段によって前記断面
上の各サンプル位置に対応して収集される前記エコー信
号の時間軸方向のデータ列に動き要素の信号を抽出する
所望処理を施す処理手段と、この処理手段よって処理さ
れた信号を２次元画像のデータに生成する生成手段と、
前記２次元画像のデータに基づく画像表示を行う表示手
段とを備えたことを特徴とした超音波診断装置。
【請求項２】被検体内の同一方向に広帯域な周波数特
性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信しな
がら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パル
スの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に得
るスキャン手段と、このスキャン手段によって前記断面
上の各サンプル位置に対応して収集される前記エコー信
号の時間軸方向のデータ列に動き要素又は位相の変化を
抽出する所望処理を施す処理手段と、この処理手段よっ
て処理された信号を２次元画像のデータに生成する生成
手段と、前記２次元画像のデータに基づく画像表示を行
う表示手段とを備えたことを特徴とした超音波診断装
置。
【請求項３】請求項１又は２記載の超音波診断装置に
おいて、前記処理手段で行う所望処理は、高域濾波又は差分処理
であることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項４】請求項３記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段、処理手段、及び生成手段は、各々、
前記被検体に造影剤を投与した状態でコントラストエコ
ー法を実施する手段であることを特徴とした超音波診断
装置。
【請求項５】請求項１乃至４の何れか一項記載の超音
波診断装置において、前記超音波パルスは、Ｂモードで断層像を得るために用
いる超音波パルスと同程度に広帯域な周波数特性を有す
ることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項６】請求項５記載の超音波診断装置におい
て、前記超音波パルスは、パルス長が１波であることを特徴
とした超音波診断装置。
【請求項７】請求項５項記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段は、前記広帯域な超音波パルスとし
て、バースト波数が３未満の超音波パルスを設定する広
帯域設定手段を有することを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項８】請求項５項記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段は、前記広帯域な超音波パルスとし
て、−６ｄＢにおける比帯域が３０％以上である超音波
パルスを設定する広帯域設定手段を有することを特徴と
する超音波診断装置。
【請求項９】請求項５の記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段は、前記広帯域な超音波パルスとし
て、−６ｄＢにおける波連長が３波長未満である超音波
パルスを設定する広帯域設定手段を有することを特徴と
する超音波診断装置。
【請求項１０】請求項３記載の超音波診断装置におい
て、前記２次元画像のデータは、前記被検体の断面内の動き
要素により反射された前記エコー信号の輝度情報又はパ
ワー情報を表すデータであることを特徴とした超音波診
断装置。
【請求項１１】請求項４記載の超音波診断装置におい
て、前記２次元画像のデータは、前記被検体の断面上に在る
造影剤に起因した前記エコー信号の輝度情報又はパワー
情報を表すデータであることを特徴とした超音波診断装
置。
【請求項１２】請求項３記載の超音波診断装置におい
て、前記処理手段は、前記エコー信号を基準信号に基づいて
位相検波する位相検波手段と、前記基準信号の周波数を
前記超音波パルスに拠るラスタ方向の深さに応じて変更
する基準信号周波数変更手段と、前記位相検波されたエ
コー信号に前記高域濾波又は差分処理を施すエコー信号
処理手段とを備えることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項１３】請求項１２記載の超音波診断装置にお
いて、前記基準信号周波数変更手段は、前記基準信号の周波数
を、前記ラスタ方向の深さに応じて当該各深さにおける
前記エコー信号の周波数帯域の中で最も検出感度の高い
周波数に変更する手段であることを特徴とする超音波診
断装置。
【請求項１４】請求項３記載の超音波診断装置におい
て、前記処理手段は、前記エコー信号の所望の周波数成分を
通過させるフィルタ手段と、このフィルタ手段によりフ
ィルタリングされたエコー信号に前記高域濾波又は差分
処理を施すエコー信号処理手段とを備えることを特徴と
した超音波診断装置。
【請求項１５】請求項１４記載の超音波診断装置にお
いて、前記フィルタ手段は、前記超音波パルスに拠るラスタ方
向に対する帯域特性を変更可能な帯域可変フィルタであ
ることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項１６】請求項１５記載の超音波診断装置にお
いて、前記処理手段は、前記ラスタ方向の深さに応じて前記帯
域可変フィルタの帯域特性を変更する帯域特性変更手段
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１７】請求項１６記載の超音波診断装置にお
いて、前記帯域特性変更手段は、前記帯域特性を前記ラスタ方
向の深さに応じて当該各深さにおけるエコー信号帯域と
略同一の帯域特性に変更する手段であることを特徴とす
る超音波診断装置。
【請求項１８】請求項１４記載の超音波診断装置にお
いて、前記フィルタ手段は、前記被検体の生体減衰を含むファ
クタに因り変化する前記エコー信号帯域の特性に応じて
前記エコー信号を整形するフィルタであることを特徴と
する超音波診断装置。
【請求項１９】請求項１乃至１８の何れか一項記載の
超音波診断装置において、前記断面のＢモード断層像を得る手段を備え、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像と前記２次元画像
のデータとを同時に表示する手段であることを特徴とし
た超音波診断装置。
【請求項２０】請求項１９記載の超音波診断装置にお
いて、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記２次元画像
のデータを重ね合わせて表示する手段であることを特徴
とした超音波診断装置。
【請求項２１】請求項１乃至２０の何れか一項記載の
超音波診断装置において、従来法に拠る表示モードの画像データを得る手段と、前
記処理手段及び前記生成手段に基づく表示モードと前記
従来法に拠る表示モードの切換を指令するモード切換指
令手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２２】請求項２１記載の超音波診断装置にお
いて、前記従来法に拠る表示モードはＢモード又はＣＦＭ（カ
ラーフローマッピング）モードであることを特徴とする
超音波診断装置。
【請求項２３】請求項１乃至３の何れか一項記載の超
音波診断装置において、前記被検体に造影剤を投与して前記断面の画像化を行う
コントラストエコー法と前記被検体に造影剤を投与しな
いで前記断面の画像化を行う非コントラストエコー法と
を選択的に指示する指示手段と、この指示手段を介して
指示されるコントラストエコー法又は非コントラストエ
コー法に対して前記超音波パルスの送信及び前記エコー
信号の処理の内の少なくとも一方に関して前記エコー法
毎に最適な条件に切り替える切替制御手段とを備えたこ
とを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２４】請求項２３記載の超音波診断装置にお
いて、前記切替制御手段は、前記コントラストエコー法が指示
されたときには、前記非コントラストエコー法時に比較
して、前記断面上での送信１方向に対する並列同時受信
の方向数を増加させるように切り替える手段であること
を特徴とする超音波診断装置。
【請求項２５】請求項２３記載の超音波診断装置にお
いて、前記切替制御手段は、前記コントラストエコー法が指示
されたときには、前記非コントラストエコー法時に比較
して、前記断面上での同一方向に対する送受信の回数を
減らすように切り替える手段であることを特徴とする超
音波診断装置。
【請求項２６】請求項４記載の超音波診断装置におい
て、前記スキャン手段は、前記広帯域な超音波パルスの音圧
レベルを、前記造影剤が消失可能であって且つ前記エコ
ー信号に前記造影剤の消失に起因したエコー成分が含ま
れる値に設定するか、又は、前記造影剤が不規則な振動
を起こし且つ前記エコー信号に前記造影剤の不規則な振
動に起因したエコー成分が含まれる値に設定する手段を
有することを特徴とした超音波診断装置。
【請求項２７】請求項２６記載の超音波診断装置にお
いて、前記処理手段は、前記エコー信号の所望の周波数成分を
通過させるフィルタ手段と、このフィルタ手段の帯域特
性を前記超音波パルスの基本波成分及び高調波成分の少
なくとも一方について前記超音波パルスに拠るラスタ方
向の深さ毎に設定する設定手段とを備えたことを特徴と
する超音波診断装置。
【請求項２８】請求項３記載の超音波診断装置におい
て、前記生成手段および前記表示手段は、前記処理手段から
得られる造影剤に起因したエコー成分のパワーを非飽和
の状態で処理できる広いダイナミックレンジを共に有す
ることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項２９】請求項２８記載の超音波診断装置にお
いて、前記広いダイナミックレンジは、Ｂモード用のダイナミ
ックレンジと同等のレンジであることを特徴とした超音
波診断装置。
【請求項３０】請求項２８記載の超音波診断装置にお
いて、前記広いダイナミックレンジは、４０ｄＢを超え且つ９
０ｄＢまでの値を上限値として持つように設定されたダ
イナミックレンジであることを特徴とした超音波診断装
置。
【請求項３１】請求項１記載の超音波診断装置におい
て、前記処理手段は、基準信号に基づいて前記エコー信号を
位相検波する位相検波手段を有し、前記生成手段は、前
記基準信号に基づいて動き要素の運動速度又はドプラ周
波数を含む情報を演算する速度演算手段を有する一方
で、本装置は、前記基準信号の周波数を前記超音波パルスに
拠るラスタ方向の深さに応じて変更する基準信号周波数
変更手段を備えることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項３２】請求項３１記載の超音波診断装置にお
いて、前記表示手段は、前記ドプラ周波数及び前記速度の少な
くとも一方を表示するとともに、前記ドプラ周波数の表
示には折り返り周波数値を付随して表示し且つ前記速度
の表示には前記基準周波数を前記深さに応じて変更する
ことに連動した複数の折り返り速度値を付随して表示す
る手段を備えることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項３３】請求項３２記載の超音波診断装置にお
いて、前記表示手段は、前記速度が同一値の場合には同一の色
相で表わす態様にしたがって当該速度をカラーバーと伴
に表示する手段であって、前記カラーバーはドプラ周波
数軸と深さ軸を仮想的に又は実質的に付したカラーバー
であり、これにより、前記深さ毎の前記ドプラ周波数に
対応した前記速度を当該カラーバー上に２次元表示する
ことを特徴とした超音波診断装置。
【請求項３４】請求項３２記載の超音波診断装置にお
いて、前記表示手段は、前記速度が同一値の場合には同一の色
相で表わす態様にしたがって当該速度をカラーバーと伴
に表示する手段であって、前記カラーバーは速度軸と深
さ軸を仮想的に又は実質的に付したカラーバーであり、
これにより、前記深さ毎の折り返り速度を当該カラーバ
ー上に２次元表示することを特徴とした超音波診断装
置。
【請求項３５】被検体内の同一方向に広帯域な周波数
特性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信し
ながら画像化したい断面をスキャンし、且つその超音波
パルスの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎
に得るスキャン手段と、このスキャン手段によって前記
断面上の各サンプル位置に対応して収集される前記エコ
ー信号の時間軸方向のデータ列に高域濾波を施す処理手
段と、この処理手段よって高域濾波されたエコー信号か
ら動き要素の信号又は造影剤の信号の輝度又はパワーの
情報を生成する生成手段と、前記輝度又はパワーの情報
に基づく画像表示を行う表示手段とを備えたことを特徴
とする超音波診断装置。
【請求項３６】請求項３５記載の超音波診断装置にお
いて、本装置は、前記断面のＢモード断層像を得る手段を更に
備え、前記生成手段は、前記動き要素の信号又は造影剤の信号
のパワーの情報を生成する手段であって、パワー演算処
理を行う演算手段を有し、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記動き要素の
信号又は造影剤の信号のパワー情報を重ね合わせて表示
する手段であることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項３７】請求項３５記載の超音波診断装置にお
いて、本装置は、前記断面のＢモード断層像を得る手段を更に
備え、前記生成手段は、前記動き要素の信号又は造影剤の信号
の輝度の情報を手段であって、輝度演算を行う演算手段
を有し、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記動き要素の
信号又は造影剤の信号の輝度情報を重ね合わせて表示す
る手段であることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項３８】被検体内の同一方向に広帯域な周波数
特性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信し
ながら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パ
ルスの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に
得るスキャン手段と、このスキャン手段によって前記断
面上の各サンプル位置に対応して収集される前記エコー
信号の時間軸方向のデータ列に差分処理を施す処理手段
と、この処理手段よって差分処理されたエコー信号から
動き要素の信号又は造影剤の信号の輝度又はパワーの情
報を生成する生成手段と、前記輝度又はパワーの情報に
基づく画像表示を行う表示手段とを備えたことを特徴と
する超音波診断装置。
【請求項３９】請求項３８記載の超音波診断装置にお
いて、本装置は、前記断面のＢモード断層像を得る手段を備
え、前記生成手段は、前記動き要素の信号又は造影剤の信号
のパワーの情報を生成する手段であって、パワー演算処
理を行う演算手段を有し、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記動き要素の
信号又は造影剤の信号のパワー情報を重ね合わせて表示
する手段であることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項４０】請求項３８記載の超音波診断装置にお
いて、本装置は、前記断面のＢモード断層像を得る手段を備
え、前記生成手段は、前記動き要素の信号又は造影剤の信号
の輝度の情報を得る手段であって、輝度処理を行う演算
手段を有し、前記表示手段は、前記Ｂモード断層像に前記動き要素の
信号又は造影剤の信号の輝度情報を重ね合わせて表示す
る手段であることを特徴とした超音波診断装置。
【請求項４１】請求項１乃至４の何れか一項記載の超
音波診断装置において、前記生成手段は、前記処理手段により処理されたエコー
信号から前記２次元画像のデータとしてＣＦＭ（カラー
フローマッピング）モードに拠る前記動き要素の運動速
度のカラーマッピング像の画像データを生成する手段で
ある超音波診断装置。
【請求項４２】請求項１乃至４１の何れか一項記載の
超音波診断装置において、前記スキャン手段は、前記超音波パルスの送受信を担う
プローブと、このプローブが出力した前記超音波パルス
の反射に伴う電気量の信号をデジタル量に変換するＡ／
Ｄ変換器と、このデジタル量の信号を遅延加算して前記
エコー信号を生成する遅延制御回路とを備え、前記処理手段及び前記生成手段は、前記デジタル量のエ
コー信号に対して各手段に割り当てられた処理および演
算を行うデジタルタイプの回路構成を備えることを特徴
とした超音波診断装置。
【請求項４３】超音波送受信用のプローブと、広帯域
なパルス駆動信号を設定する設定手段と、このパルス駆
動信号で前記プローブを駆動して被検体に超音波パルス
を送信させるプローブ駆動手段と、前記パルス駆動信号
を遅延制御することで前記被検体の断面に沿って同一方
向に前記超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信させる
送信手段と、前記プローブで受信される前記超音波パル
スの反射に伴うエコー信号を受信する受信手段と、この
エコー信号から画像および情報の少なくとも一方を生成
して表示する表示手段とを備えたことを特徴とする超音
波診断装置。
【請求項４４】被検体内の同一方向に広帯域な周波数
特性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信し
ながら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パ
ルスの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に
得て、このスキャンによって前記断面上の各サンプル位
置に対応して収集される前記エコー信号の時間軸方向の
データ列に高域濾波処理又は差分処理を施し、この処理
された信号を２次元画像のデータに生成し、この２次元
画像のデータに基づく画像表示を行うことを特徴とした
超音波診断方法。
【請求項４５】被検体内の同一方向に広帯域な周波数
特性を有する超音波パルスを少なくとも２回ずつ送信し
ながら画像化したい断面をスキャンし且つその超音波パ
ルスの反射に伴う電気量のエコー信号を各回の送信毎に
得て、このスキャンによって前記断面上の各サンプル位
置に対応して収集される前記エコー信号の時間軸方向の
データ列に動き要素又は位相の変化を抽出する所望処理
を施し、この処理された信号を２次元画像のデータに生
成し、この２次元画像のデータに基づく画像表示を行う
ことを特徴とした超音波診断方法。
【請求項４６】請求項４４又は４５記載の超音波診断
方法において、前記所望処理は、高域濾波又は差分処理であることを特
徴とした超音波診断方法。
【請求項４７】請求項４６記載の超音波診断方法にお
いて、前記スキャン、処理、及び生成の工程は、前記被検体に
造影剤を投与した状態で実施される工程であることを特
徴とした超音波診断方法。
【請求項４８】請求項４４乃至４７の何れか一項記載
の超音波診断方法において、前記超音波パルスは、Ｂモードで断層像を得るために用
いる超音波パルスと同程度に広帯域な周波数特性を有す
ることを特徴とした超音波診断方法。
【請求項４９】請求項４８記載の超音波診断方法にお
いて、前記２次元画像のデータは、前記被検体の断面内の動き
要素により反射された前記エコー信号の輝度情報又はパ
ワー情報を表すデータであることを特徴とした超音波診
断方法。
【請求項５０】請求項４６記載の超音波診断方法にお
いて、前記処理は、前記エコー信号を、周波数が前記超音波パ
ルスに拠るラスタ方向の深さに応じて変更される基準信
号に基づいて位相検波し、この位相検波されたエコー信
号に前記高域濾波又は差分処理を施すことを特徴とした
超音波診断方法。
【請求項５１】請求項４６記載の超音波診断方法にお
いて、前記処理は、前記エコー信号の所望の周波数成分を通過
させ、このフィルタリングされたエコー信号に前記高域
濾波又は差分処理を施すことを特徴とした超音波診断方
法。