JP2001120549A

JP2001120549A - 超音波診断装置

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Publication number: JP2001120549A
Application number: JP30938199A
Authority: JP
Inventors: Naohisa Kamiyama; 直久神山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-10-29
Filing date: 1999-10-29
Publication date: 2001-05-08
Anticipated expiration: 2019-10-29
Also published as: US20050154305A1; JP4377495B2; US7713208B2; US6918876B1

Abstract

(57)【要約】【課題】本発明の目的は、超音波診断装置において、超
音波走査の工夫により、断面内の超音波造影剤による染
影効果の不均一を軽減することにある。【解決手段】本発明の超音波診断装置は、微小気泡を主
成分とする超音波造影剤を注入された被検体に当設され
る超音波プローブ１と、超音波プローブ１を介して被検
体内の断面を走査する送受信部２，３と、送受信部２，
３の出力に基づいて断層画像を生成するレシーバ部４
と、断面の走査が複数回繰り返され、且つ断面の走査の
間で、送信方向及び並列同時受信数が相違するように、
送受信部２，３を制御する送受信制御回路１３とを具備
したことを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、微小気泡を主成分
とする超音波造影剤を被検体に注入して、血管部の血流
動態、パフュージョンの検出による臓器実質レベルの血
流動態の観測及びそれらの定量評価を行う目的で施され
る種々の画像処理機能を有する超音波診断装置に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】超音波の医学的な応用としては種々の装
置があるが、その主流は超音波パルス反射法を用いて生
体の軟部組織の断層画像を得る超音波診断装置である。
この超音波診断装置は無侵襲検査法で、組織の断層画像
を表示するものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、
ＭＲＩおよび核医学診断装置などの他の診断装置に比べ
て、リアルタイム表示が可能、装置が小型で安価、Ｘ線
などの被曝がなく安全性が高い、および超音波ドプラ法
により血流イメージングが可能であるなどの特徴を有し
ている。このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、および産
婦人科などで広く超音波診断が行われている。特に、超
音波プローブを体表から当てるだけの簡単な操作で心臓
の拍動や胎児の動きの様子がリアルタイム表示で得ら
れ、かつ安全性が高いため繰り返して検査が行えるほ
か、ベッドサイドへ移動していっての検査も容易に行え
るなど簡便である。

【０００３】（造影剤について）このような超音波診断
装置において、例えば心臓および腹部臓器等の検査で静
脈から超音波造影剤を注入して血流動態の評価が行われ
つつある。静脈からの造影剤注入は侵襲性が小さいの
で、この血流動態の評価法による診断が普及しつつあ
る。造影剤の多くは微小気泡が反射源となり、その注入
量や濃度が高ければ造影効果は大きくなるが、気泡の性
質上、超音波照射に伴う気泡の崩壊によって造影効果時
間の短縮等が起こる。近年、持続性及び耐圧型の造影剤
も開発されているが、体内に長時間存続することは侵襲
性を増すことが予想される。

【０００４】臨床における被検体部位を考えた場合、関
心領域には血流によって造影剤が次々に供給されるわけ
であるから、１度の超音波照射によって気泡消失が起こ
っても、次の送信の時点で新しい気泡が同一関心領域に
流入していれば造影効果は保たれるかもしれない。しか
しながら、超音波送受信は通常１秒間に数千回行われる
こと及び血流速度が遅い臓器実質もしくは比較的細い血
管の血流動態の存在を加味すると、これらの診断画像上
では造影剤による輝度増強を確認する前に次々に消失し
てしまい、造影効果が瞬時に減弱することは十分予想さ
れ得る。

【０００５】（間欠送信法）上記のように、超音波照射
によって微小気泡が消失してしまうことは、染影効果を
減弱させる原因となる。この問題を回避する手法の一つ
とし、間欠送信法がある。この手法は、例えば心電図信
号に同期して超音波照射を行うため、１枚の断層画像は
例えば１秒ごとに得られる。この場合、同期時刻以外の
時間においては、超音波の照射は停止しているため、よ
り多くの微小気泡が壊されずに関心領域断面に流入し蓄
積する。この状態で超音波照射を行えば、染影効果を確
保することができる。

【０００６】（ハーモニックイメージングについて）上
記造影エコー法は、ハーモニックイメージング（高調波
映像法）という手法で更に効果的に診断ができる。ハー
モニックイメージングは、微小気泡が超音波励起される
ことによって起こる非線形挙動に由来する高調波成分の
みを、基本波成分から分離して検出しようという手法で
あり、生体臓器は比較的非線形挙動を起こし難いため、
造影剤を良好なコントラスト比で観測できる。

【０００７】上述したように、間欠送信法を用いれば、
送信インターバルにおける微小気泡の流入によって比較
的高輝度のエコー信号を得ることができる。しかし、あ
る程度の空間分解能を確保するために、１断層画像を１
００〜２００程度の超音波走査線で構成することが必要
とされ、すなわち少なくとも超音波走査線本数と同じ回
数だけ超音波パルスを照射することが必要とされる。走
査中の超音波パルス照射の方向は刻々異なるが、微小気
泡は非常にデリケートなため、注目超音波走査線とその
近隣の超音波走査線を含む比較的広い範囲で微小気泡が
消失してしまうことが解っている。また、超音波の微小
気泡への影響の度合いは、超音波の空間的な強度分布に
依存し、普通これらは深さに対して一様ではない。した
がって、微小気泡の影響度が異なり、染影効果も深さに
よって変わってしまうことが起こる。具体的な問題点の
例を以下に説明する。

【０００８】近距離と遠距離焦点の問題点を、図１９を
参照して説明する。アレイ型の振動素子５１から遅延の
異なる超音波パルスを照射し、収束音場を形成する。図
１９（ａ）は、矢印５２の走査先上の比較的近距離に焦
点を形成する場合に、比較的高い音場を示す領域、つま
り微小気泡の消失が比較的大きいといえる領域を斜線領
域５３で示している。また、点線５４は、近隣の超音波
走査線の方向を示している。

【０００９】図１９（ａ）のように、近距離焦点では、
振動素子５１を全て駆動せず、中央付近の振動素子のみ
を使用する場合が多い。また、結果として得られる近距
離領域の超音波ビーム幅は狭く、気泡消失範囲が比較的
狭くなる。一方、遠距離焦点の超音波ビームは比較的広
いが、超音波走査線ピッチも同時に広くなり、加えて伝
播距離が長いため超音波の減衰が大きくなり、結果的に
気泡消失範囲が比較的狭くなる。

【００１０】次に図１９（ｂ）は、同様に比較的遠距離
に焦点を形成する場合の比較的高い音場領域を示してい
る。図１９（ｂ）のように、伝播距離が長い遠距離にお
いても、ある程度の音圧を焦点にて確保するためには、
振動素子を多く駆動しまた駆動電圧を上げる場合が多
い。そうすると、近距離のビーム幅は広くなり、気泡消
失範囲が比較的広くなる。結果として、近隣の超音波走
査線上の微小気泡を消してしまい、次のその方向に超音
波送受信をしたときには、微小気泡は既に消失して存在
しないという事態が起こってしまう。

【００１１】次に、他の問題点について説明する。ここ
では、一例として、コントラストエコー法によって心臓
短軸像を観察する場合の生じる問題点を掲げる。図２０
で心筋前壁部６１に適切な染影を得るために、この深度
６１に焦点を設定すると、生体減衰や、心腔内の充満し
た微小気泡による超音波の減衰によって、後壁部６２の
染影は低くなってしまう。

【００１２】一方、もし後壁部６２に適切な染影を得る
ために、この深度６２に焦点を設定すると、既に図１９
で説明したように、近距離領域では照射した超音波パル
スが隣接超音波走査線上の微小気泡を消失させてしま
い、前壁部６１の染影は低下する。

【００１３】さらに、セクタ型プローブによる走査法で
は、プローブ振動面の垂直方向から大きく偏向した向き
へ超音波を送信する場合、垂直方向への照射に比べて、
音圧の低下、サイドローブレベルの増加が起こることが
知られている。すなわち、もし上記６１、６２いずれの
部分に適切な照射を行おうとする場合においても、心筋
側壁部６３に対する染影効果は低下してしまう。

【００１４】上記の結論としていえることは、超音波診
断断面面全てに対して均一な音圧強度を作り出すこと
は、非常に困難である。したがって、関心領域断面に存
在する微小気泡が受ける超音波の影響は異なってしまう
ということである。組織の散乱は比較的線形な応答を行
うため、上記のバラツキは受信信号のレベル補正によっ
て、結果的に均質な輝度を生成し表示することができ
る。しかし微小気泡の応答は非線型が強く、非線型振動
あるいは膨張、崩壊という現象は、照射音圧の絶対レベ
ルによって複雑に異なってくるため、受信信号の補正は
困難となる。

【００１５】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、超音
波診断装置において、超音波走査の工夫により、断面内
の超音波造影剤による染影効果の不均一を軽減すること
にある。

【００１６】

【課題を解決するための手段】（１）本発明の超音波診
断装置は、微小気泡を主成分とする超音波造影剤を注入
された被検体に当設される超音波プローブと、前記超音
波プローブを介して前記被検体内の断面を走査する送受
信部と、前記送受信部の出力に基づいて断層画像を生成
する画像生成手段と、前記断面の走査が複数回繰り返さ
れ、且つ前記断面の走査中に送信方向及び並列同時受信
数が相違するように、前記送受信部を制御する送受信制
御回路とを具備したことを特徴とする。

【００１７】（２）本発明の超音波診断装置は、微小気
泡を主成分とする超音波造影剤を注入された被検体に当
設される超音波プローブと、前記超音波プローブを介し
て前記被検体内の断面を走査する送受信部と、前記送受
信部の出力に基づいて断層画像を生成する画像生成手段
と、前記断層画像を構成する複数の超音波走査線を近隣
する複数本の超音波走査線からなる複数の組に分け、こ
れら複数の組に対しては順方向に走査が行われ、各組内
では逆方向に走査が行われるように、前記送受信部を制
御する送受信制御回路とを具備したことを特徴とする。

【００１８】（３）本発明の超音波診断装置は、微小気
泡を主成分とする超音波造影剤を注入された被検体に当
設される超音波プローブと、前記超音波プローブを介し
て前記被検体内の断面を走査する送受信部と、前記断面
内の複数の局所領域に対して異なる送信条件で走査が行
われるように前記送受信部を制御する送受信制御回路と
を具備したことを特徴とする。

【００１９】（４）本発明の超音波診断装置は、微小気
泡を含む超音波造影剤を注入された被検体に対して超音
波を送受波する超音波プローブと、前記超音波プローブ
から超音波を送信するための駆動信号を生成する送信手
段と、前記超音波プローブで受信された超音波エコー信
号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、画
像深部の並列同時受信数が画像浅部の並列同時受信数よ
り少なくなるように前記画像生成手段及び送信手段を制
御する制御手段とを備えたことを特徴とする。

【００２０】（５）本発明の超音波診断装置は、微小気
泡を含む超音波造影剤を注入された被検体に対して超音
波を送受波する超音波プローブと、前記超音波プローブ
から超音波を送信するための駆動信号を生成する送信手
段と、前記超音波プローブで受信された超音波エコー信
号に基づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、送
信フォーカスの位置に応じて前記微小気泡の消失程度が
ほぼ同じくなるように前記送信手段の送信パラメータを
変える制御手段とを備えたことを特徴とする。

【００２１】（６）本発明は、超音波造影剤を用いて、
被検体内に収束超音波を形成する超音波パルス信号を送
信し、前記被検体からの反射信号を受信し、前記被検体
の断層像を得るようにした超音波診断装置において、超
音波の送信と停止を繰り返して行う間欠送信法を行う手
段と、一回の間欠送信のタイミングに対して、２枚以上
のフレームを取得するための送受信を行う手段と、前記
複数フレームを合成して１枚のフレーム像を再構成する
画像処理手段と、前記再構成された画像を表示する手段
とを具備したことを特徴とする。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
好ましい実施形態により詳細に説明する。なお、本発明
は超音波造影剤を投与して、その染影度によって血流動
態をみる場合の関心部位全てについて適用可能である
が、以下では、肝臓実質又は心臓筋肉へ流入する造影剤
による染影度から、血流動態を知り、異常部位を同定す
るという臨床ケースを例に説明する。

【００２３】（第１の実施形態）（構成及び信号の流れ
について）図１に第１の実施形態による超音波診断装置
の構成を示している。本装置は、超音波信号と電気信号
とを可逆的に変換する超音波プローブ１と、この超音波
プローブ１を介して被検体内を走査し、得られた受信信
号を処理して断層画像データを発生し、それを表示する
装置本体２０とを有している。この装置本体２０には、
関心領域（ＲＯＩ）の設定を行うといったオペレータか
らの指示情報を装置本体２０に入力するために、トラッ
クボール１０Ａ、キーボード１０Ｂ等が装備された操作
パネル９が接続されている。

【００２４】超音波送信部２は、図示しないが、主に遅
延回路とパルサとからなり、超音波プローブ１から超音
波パルスを発生するために、超音波プローブ１の振動素
子を駆動するための高周波電圧パルスを発生する。この
超音波パルスの送信は、パルス繰り返し周波数（ＰＲ
Ｆ；ｐｕｌｓｅｒｅｐｉｔｉｔｉｏｎｆｒｅｑｕｅ
ｎｃｙ）で繰り返される。

【００２５】送受信制御回路１３は、送信部２と受信部
３を制御して、後述するように超音波照射による微小気
泡の消失を回避して断面内の染影効果を比較的均一にす
るような本実施形態の新規な走査手順を実現するという
機能を有している。もちろん、送受信制御回路１３は、
送受信のタイミング制御、送信周波数設定、送信パルス
波形設定、送信及び受信の遅延データの制御等の一般的
な送受信パラメータの変更制御機能も備えている。各振
動素子に対して与える遅延データの変更により、超音波
の送振方向、受信方向、焦点深度を変えることができ
る。また遅延データの変更程度によって、超音波走査線
密度等が変更可能となる。通常、Ｂモード、カラードプ
ラモード等の間でこれらの送信パラメータは異なってお
り、これらをパルス毎に交互に送信することで、Ｂモー
ド、カラーモードが同時に得られるようにもなってい
る。

【００２６】被検体内の音響インピーダンスの不連続面
で反射した反射波はプローブ１で受信される。プローブ
１からチャンネル毎に出力されるエコー信号は、超音波
受信部３に取り込まれ、ここでエコー信号は、チャンネ
ル毎にプリアンプで増幅され、受信遅延回路により受信
指向性を決定するのに必要な遅延時間を与えられ、加算
器で加算される。この加算により、受信指向性に応じた
方向からの反射成分が強調される。この送信指向性と受
信指向性とにより送受信の総合的な超音波ビームが形成
される。

【００２７】次にレシーバ部４以降を説明する。レシー
バ部４は、図示しないが、対数増幅器、包絡線検波回路
から構成される。またハーモニックイメージング法を用
いる場合、このレシーバ部には、帯域通過型フィルタな
どが具備され、送信周波数の基本波成分は除去され、高
調波成分を含む信号を主に通過させる。

【００２８】レシーバ部４からの出力は、Ｂモード用デ
ィジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）部５で超音波ス
キャンのラスタ信号列から、ビデオフォーマットのラス
タ信号列に変換され、メモリ合成部６に送られる。メモ
リ合成部は、画像と設定パラメータ等の情報を並べる、
あるいは重ねるなどしてビデオ信号として出力し、これ
は表示部７に送り、被検体組織形状の断層画像が表示さ
れる。

【００２９】メモリ制御回路１４は、本実施形態の新規
な送信手順に対応して断層画像を再構成するために必要
なエコー信号（超音波走査線上のデータ列）の直交座標
系への再配置情報を、Ｂモードディジタルスキャンコン
バータ（ＤＳＣ）部５およびメモリ合成部６に送る。

【００３０】イメージメモリ８は、ディジタルスキャン
コンバータ部５の信号（超音波スキャンのラスタ信号
列、ビデオフォーマットのラスタ信号列、いずれでもあ
り得るが）を記録するメモリを具備している。この情報
は、診断後などに操作者によって呼び出され、その場
合、ディジタルスキャンコンバータ部５、メモリ合成部
６を経由して表示部７に出力される。

【００３１】心拍検出部１２は、心電計（ＥＣＧ）１１
で測定された被検体の心電波形データ（ＥＣＧ信号）を
メモリ合成部６へ送る。この心電波形データは断層画像
データと同じフレームに合成され、表示部７に断層画像
と一緒に表示される。また、心電計１１は、心臓の画像
を心電波形に同期させるいわゆる心電同期画像を得るた
めのトリガ信号として、送受信制御回路１３に送られ
る。心電に同期した送信法は、同期時刻以外の時間にお
いては超音波の照射は停止しているため、より多くの微
小気泡が壊されずに関心領域断面に流入し蓄積する。こ
の状態で超音波照射を行えばより多くの微小気泡が検出
可能である。内部時計１５は、ＥＣＧ信号を利用しな
い、例えば腹部臓器の診断において、間欠送信間隔を制
御するために設けられる。なお、間欠送信の間隔やその
タイミングについては、操作者が操作パネル上で制御で
き、送受信制御回路１３へ反映される。（第１の実施形
態の走査手順）本実施形態の走査手順を説明する前に、
その手順で利用する並列同時受信法について簡単に説明
する。図２のように、送信方向ｔ１に向かって、超音波
パルスを送信し、エコーを受信し、受信遅延処理を行う
際に、複数、例えば並列２方向同時受信では２つの受信
方向ｒ１，ｒ２を想定した２種類の遅延データを使っ
て、２つの異なる方向の超音波走査線ｒ１，ｒ２に対応
する２つのエコー信号を得る。この場合、送信超音波走
査線の倍の超音波走査線密度を持った画像を生成可能と
なる。また、１回の送信に対して４方向あるいはそれ以
上の受信超音波走査線情報を得ることも原理的には可能
である。

【００３２】次に本実施形態の走査手順を、図３を参照
して説明する。まず、簡単のために、関心領域を深度の
中央付近で近距離領域Ａと遠距離領域Ｂとの２つの領域
に分ける。なお、ここでは１フレームの形成に必要な超
音波走査線数を１６０本、各超音波走査線のピッチ（角
度差）をθと仮定する。また、本実施形態の走査では、
１枚の断層画像を得るために、被検体内の断面を複数
回、ここでは２回の走査することが必要とされる。この
最初の走査を１回目の走査、次の走査を２回目の走査と
称する。

【００３３】図３（ａ）には１回目の走査の手順を模式
的に示している。まず、超音波パルスは、遠距離焦点に
固定され、１／ＰＲＦの周期で繰り返し送信される。こ
のとき超音波パルスの向きは、送信ごとに、超音波走査
線ピッチθの２以上の整数倍、ここでは４θの間隔で終
端に向かって変更されていく。そして１回の送信ごと
に、近距離領域Ａでは並列４方向同時受信により送信方
向を中心として対称な複数、ここでは４本の超音波走査
線上のエコー信号部分が同時に生成され、一方、遠距離
領域Ｂでは並列２方向同時受信により送信方向を中心と
して対称な複数、ここでは２本の超音波走査線上のエコ
ー信号部分が同時に生成される。なお、遠距離領域Ｂで
エコー信号を同時生成する２本の超音波走査線は、近距
離領域Ａでエコー信号を同時生成する４本の超音波走査
線のうちの中心側の２本である。

【００３４】なお、図３（ａ）において、送信超音波走
査線“１”の方向に超音波を送信し、その送信に応じて
エコー信号を生成する近距離領域Ａ内の４本の受信超音
波走査線と、遠距離領域Ｂ内の２本の受信超音波走査線
とを黒丸で示している。次のパルス周期では、送信超音
波走査線“２”の方向に超音波を送信し、その送信に応
じてエコー信号を生成する近距離領域Ａ内の４本の受信
超音波走査線と、遠距離領域Ｂ内の２本の受信超音波走
査線とを白丸で示している。このような走査がフレーム
の終端まで繰り返される。この１回目の走査に要する送
受信回数は、アベレージングを考えなければ、１６０θ
／４θ＝４０回となる。

【００３５】この１回目の走査では、隣り合う２本の超
音波走査線の遠距離領域Ｂの信号部分が空白になってい
るが、ここを２回目の走査で埋める。図３（ｂ）には２
回目の走査の手順が示されている。１回目の走査とは、
送信方向が重複しないように、送信方向を２θだけずら
して、図３（ａ）と同様に送信間隔４θで送信を繰り返
し、また、受信に際しては、並列２方向同時受信を使っ
て、１回目の走査でエコー信号部分を生成していない遠
距離領域Ｂ内の２本の超音波走査線のエコー信号部分を
生成する。

【００３６】１回目の走査の最初の送信から数えて、第
４１番目の超音波走査線、つまり２回目の走査の最初の
受信超音波走査線を黒丸、第４２番目の超音波走査線、
つまり２回目の走査の２番目の受信超音波走査線を白丸
で示す。図３（ｂ）の２回目の走査で生成するエコー信
号部分は、図３（ａ）の１回目の走査で生成する信号部
分と重複しないように、且つ空白ができないように、受
信領域が組み立てられている。図３（ｂ）の走査回数は
図３（ａ）と同様に４０回（厳密には３９回）、すべて
合わせると８０回となり、並列２方向同時受信と同じ走
査回数、つまりフレームレートは落ちない。

【００３７】本走査法の利点を以下に示す。既に図１６
で説明したように、遠距離焦点の際は、近距離領域での
ビーム幅が広くなり、この近距離領域Ａでは広範囲で微
小気泡を消失させる。換言すると、近距離領域Ａでは広
範囲で微小気泡による染影効果を獲得でき、これを並列
４方向同時受信により、１回の送信に対して例えば４本
という広範囲からエコー情報を瞬時に取り込むことは有
効である。その一方で、遠距離領域Ｂにおいては超音波
走査線幅が相対的に広くなり、送信ビームの中心部から
離れるため、送信超音波の強度が低くなってしまう。こ
の様な状況では４方向同時受信を行うと感度が劣化して
しまう。そこで１回目の走査では並列２方向同時受信を
行い、図３（ｂ）の２回目の走査によってその隙間を埋
めるようにしている。このようにして近距離、遠距離共
に、非常に効率よく、微小気泡のエコーを検出する、つ
まり略一定の染影効果で断層画像を生成することが可能
となる。

【００３８】本例は、簡単のため、近距離領域Ａ・遠距
離領域Ｂは明瞭な境界で分離されているが、よりスムー
ズな画像を得るためには、これらの境界は重複していて
もよい。この場合、重複部の輝度画像は、平均化される
などして境界を目立たなくする工夫がなされる。

【００３９】本走査法は、近距離と遠距離で超音波走査
線幅が異なるセクタスキャンにおいて特に有効な手段で
あるが、図２に示す音場のプロファイルは一般的なもの
であり、よって近距離と遠距離で超音波走査線幅が等し
いリニアスキャンにおいても同様な効果が得られる。

【００４０】また、本手法は、ＥＣＧ信号に同期した間
欠送信法と組み合わせて使用しても良い。この場合、同
期時刻以外の時間においては、超音波の照射は停止して
いるため、より多くの微小気泡が壊されずに関心領域断
面に流入し蓄積する。この状態で超音波照射を行えばよ
り多くの気泡が検出可能であるし、ここで本実施形態の
走査法を用いれば相対的に染影効果は向上することは言
うまでもない。

【００４１】（走査法の他の例）以下に説明する走査法
に類似する従来手法として、マルチ焦点走査法があり、
現在多くの装置に搭載されている。まずこれについて図
４（ａ）を参照して説明する。マルチ焦点走査法とは、
図４（ａ）のように各超音波走査線を、（イ）近距離焦
点で送受信し近距離領域Ａの信号部分を生成し、（ロ）
遠距離焦点で遠距離領域Ｂの信号部分を生成し、これら
２つの画像をつなぎあわせて１フレームの断層画像を生
成するというものであり、各超音波走査線で焦点を２つ
持つことになり（図中の矢印の先が焦点を意味する）解
像度は向上するが、走査回数が２倍となるのでフレーム
レートは半分になる。また、３焦点以上のマルチ焦点の
手法も存在する。

【００４２】上記手法は、近距離領域から焦点を順に変
えて行くと、微小気泡を近距離領域から消失させながら
深部まで微小気泡エコーが検出できるかも知れない。し
かし、近隣超音波走査線への微小気泡消失の影響に関し
ては、図１６と同様の問題は起こる。

【００４３】上記問題を解決すべく、本実施形態の第２
の走査法の例を図４（ｂ）を参照して説明する。なお、
超音波走査線上の黒丸は焦点を、下部の数字は走査の順
番を示している。本走査法の特徴は、図４（ｂ）より明
らかなように、まず、超音波走査線ｒ２を近距離焦点で
走査し、次に１つ前の超音波走査線ｒ１を遠距離焦点に
て走査し、次にｒ４、ｒ３、ｒ６、ｒ５・・・の順に走
査を行っている。このように、隣り合う複数本、ここで
は２本の超音波走査線を１組として、順方向に組を移動
しながら、各組では逆方向に送信方向を移動し、しかも
その送信ごとに焦点を近距離と遠距離とで交互に切り換
えていくことで、以下のような効果が得られる。

【００４４】すなわち、従来通り超音波走査線ｒ１から
順番に走査すると、超音波走査線ｒ１に超音波パルスを
送信する際に、超音波走査線ｒ２上の微小気泡は消失な
どの影響を受けるが、超音波走査線ｒ２の走査を先に行
うため、この影響を回避できる。そしてこの超音波走査
線ｒ２の走査は近距離焦点のため、次の超音波走査線ｒ
１への影響は小さい、つまり超音波走査線ｒ１上の気泡
消失は少ない。このように、超音波照射による近隣超音
波走査線の微小気泡の消失を最小限に抑えることができ
る。

【００４５】なお、本例のように、超音波走査線毎に焦
点が異なると、超音波音場も異なるため、隣り合う超音
波走査線でエコー信号の不均一が起きるかもしれない。
これを軽減するために、隣り合う超音波走査線で平均化
処理を行うなどしてスムージングを施すことは、画質向
上のために有用である。

【００４６】なお、上記実施形態の走査法は、セクタプ
ローブに代表される走査法であるが、本発明はリニア型
の走査法にも適応可能である。リニア型走査法は、図５
に示すように超音波走査線の間隔が深さに依存しない。
しかしながら、１本のビームが形成する音場強度のプロ
ファイルは、前述同様であり、近距離領域の隣接超音波
走査線上の微小気泡への影響は存在する。リニア型に対
して本発明を適応するには、図５のように距離４ｄだけ
離れた超音波走査線を形成し、次に距離２ｄだけずらし
て同様の距離４ｄだけ離れた超音波走査線を形成すれ
ば、１フレーム生成時間は、送信超音波走査線密度が２
ｄのスキャン法と等価となる。

【００４７】本実施形態により、造影剤を投与して行う
コントラストエコーにおいて、１枚の断層画像を生成す
る際においても、微小気泡由来の信号をより効率よく受
信して、断面内で染影効果の不均一性を是正可能な走査
手順を提示し、従来と同じ性能の超音波造影剤を投与し
た場合でも、染影効果を相対的に向上させることが可能
となり、血流診断能、特に微小血流診断能を向上させる
ことが期待される。

【００４８】（第２実施形態）第２実施形態では、部分
的映像化法（ｐａｒｔｉａｌｉｍａｇｉｎｇ）と呼ぶ
手法を提案する。これは、関心断面の全領域に対して一
度に有用な画像を得ようとするのではなく、局所的に最
適な走査を行い、走査法を変えて別の局所に対して走査
を行い、これらを繰り返し、最終的には関心断面の全領
域で最適（最高）の染影を得、これら結果を統合し、ユ
ーザに向けて提示（表示）するという手法である。

【００４９】（構成及び信号の流れについて）本実施形
態の超音波診断装置のブロック図を図６に示す。第１の
実施形態と重複するユニットには同符号を付して詳細な
説明は省略する。テンプレートメモリ２１は、診断断面
（走査断面）を局所領域（部分領域）に分割するための
雛形が複数パターン保管されており、操作者によって操
作パネル９上の指示により診断部位の断面形状に最適な
１つのパターンが呼び出される。このテンプレートは、
メモリ制御回路１４に送られた後、超音波診断画像に重
畳などされた形式で、表示部７に表示される。信号演算
ユニット２２は、局所領域のエコー信号の平均化や代表
値化などの数値演算を行う。

【００５０】グラフィックユニット２３は、信号演算ユ
ニット２２から送られたデータを基に、画像の統合、あ
るいは簡素化した図形に色彩を配置するなどの画像生成
処理を行う。これによって生成された画像データは、メ
モリ合成部６を経て表示部７に出力される。またネット
ワークボード２４などを経由して外部コンピュータある
いはプリンタ等に転送される。

【００５１】（部分的映像法の領域分割）この走査法
は、大きく分けて、（い）診断関心領域、局所関心領域
の設定段階、（ろ）走査段階、（は）表示段階という３
つの工程からなる。（い）診断関心領域、局所関心領域の設定まず、診断装置がどの局所部分に向けて最適な走査を行
うのかを設定することが重要である。これは診断臓器や
その断面によって異なるが、例としては以下が挙げられ
る。心臓の短軸像（図７）における心筋は、おおよそ円
形をなしている。図７（ａ）に示すような局所領域を示
す外形が円形のテンプレートを選択しておき、操作パネ
ル９のズーム機能などを使用して、図７（ｂ）に示すよ
うにテンプレートが短軸像に外輪がほぼ重なるように、
テンプレートのサイズを調整する。またルーチンなどで
テンプレートのサイズがいつも決まっている場合は、表
示しなくともよい場合がある。

【００５２】次に、図７（ｃ）に示すように、操作者
は、所望の局所領域を点あるいは領域で指定する。言う
までもなく複数の指定が可能で、本例では心筋に沿って
不等間隔で設定が可能である。次に、操作者は、図７
（ｄ）に示すように、その中からさらに代表的な点を指
定し、装置によって自動分割がなされる。本例では２つ
の直径に当たる４点を指定し、結果として図７（ｂ）と
同様な分割領域を得る。言うまでもなく、テンプレート
のサイズや局所領域の分割数などは、変更が可能であ
る。

【００５３】上記例は心臓短軸像であったが、他の断
面、例えば２腔断面、長軸像でも、それぞれの形状等に
適応したテンプレートを選択使用すれば良いし、図７
（ｃ）、図７（ｄ）のような設定法も同様に可能であ
る。また肝臓の診断では、臓器は断面面の全体に含まれ
るため、図８のように比較的単純な局所領域分割が可能
となるであろう。

【００５４】（ろ）走査法次に、上で定めた局所領域に対して走査を行ってゆく。
普通、操作者が操作パネル９上の開始ボタンを押すこと
によって開始する。例えば図９において、局所領域Ａを
照射する時は領域Ａの中心部に焦点を設定する。送受信
制御回路１３は、局所領域毎に微小気泡への力学的影響
度すなわち、微小気泡の消失程度がほぼ一定となるよう
に、超音波の送信条件を送信焦点の位置に応じて振動子
の駆動電圧、駆動素子数、周波数等の送信パラメータを
設定する。この際、生体減衰（主に超音波の伝達距離に
より決まる。）や振動素子との照射角度を考慮して微小
気泡の消失程度がほぼ一定となるように各パラメータを
変える。振動子の駆動電圧、駆動素子数にかかるパラメ
ータを変える場合は、各送信焦点の位置で音圧がほぼ一
定となるようにすることで微小気泡の消失程度をほぼ一
定にすることができる。具体的には、振動子の駆動電圧
を変える場合は、焦点までの距離が近い場合は駆動電圧
を低くし、焦点までの距離が遠い場合は駆動電圧を高く
する。駆動素子数を変える場合は、焦点までの距離が近
い場合は駆動素子数を少なくし、焦点までの距離が遠い
場合は駆動素子数を多くする。周波数を変える場合は、
焦点間での距離が近い場合は周波数を高くし、焦点まで
の距離が遠い場合は周波数を低くする。尚、パラメータ
の変更は、上述されたものの１つだけでも良いし、複数
のパラメータを同時に変えるようにしても良い。

【００５５】減衰の値は厳密には被検体間で異なるが、
おおよその値は事前に測定したデータを基に、操作者へ
提示することが可能である。例としては、最も減衰の大
きい領域Ｅを基準とすれば、各領域に対する相対的な送
信音圧は、領域Ｄと領域Ｆは−１．５ｄＢ、領域Ｃと領
域Ｇは−２ｄＢ、さらに浅い領域Ｂと領域Ｈは−４．５
ｄＢ、そして基も浅い領域Ａは−６ｄＢに設定される。

【００５６】さて、もし局所領域Ｅに対して照射を行っ
て有効なエコー信号を得ようとすれば、当然ながら同一
超音波走査線上にある領域Ａは、微小気泡消失の影響を
受けてしまう。よって直後に領域Ａを走査しても意味が
ない。これを解決するために、間欠送信法を利用するこ
とは有効である。

【００５７】図１０に示すように、循環器領域では心電
図に同期したトリガを利用して、１心拍あるいは数心拍
に１回の間隔で送信を行う。トリガを待っている時間
は、送信が行われないため、微小気泡が消失した関心領
域に新たな微小気泡が流れ込みそこに蓄積され、再び十
分な染影効果を獲得できる。

【００５８】図１０の例では、同じトリガのタイミング
において、局所領域ＢとＨ、ＣとＧ、ＤとＦのエコー信
号が、並列同時受信法を使って同一心拍タイミングで生
成される。これは、２つの領域が同じ深さにあり、焦点
距離が同じであることと、領域が離れているため、互い
に影響し合わない、つまり互いに微小気泡を消し合わな
いことが理由である。さらに図１０の例では、ＡからＨ
の領域の走査を複数回繰り返している。

【００５９】別の操作手順を図１１に示す。今、画面の
右端より走査を開始すると仮定すると、まず第１にトリ
ガにおいては、図１１（ａ）のごとく、並列３方向同時
受信を使って、局所領域Ａ，Ｂ，Ｃを一時に走査する。
しかし各々の領域では焦点距離と出力音圧を変更でき、
それらは各領域で最適の値として設定される。次に、２
回目のトリガにおいては、図１１（ｂ）のように、第１
のトリガで超音波走査線が重複していた領域に対して同
様な走査を行う。本手法は局所領域の分割形態が図９の
ように均等ではないが、より少ない走査回数で、比較的
効果的な微小気泡エコー信号が得られるという利点があ
る。

【００６０】さらに発展させれば、図１２に示すような
方法も可能である。すなわち、第１回目のトリガにおい
て、焦点距離は図中Ａのごとく各超音波走査線毎に変化
する（超音波走査線の表記は省略した）。出力音圧も焦
点距離の変化に応じて、この焦点部において他の超音波
走査線と同等になるように制御される。第２回目のトリ
ガにおいて、焦点距離は図中Ｂのごとく同様に各超音波
走査線毎に変化する。結果として、２回のトリガで心筋
全周の良好なエコーが受信できるばかりでなく、心筋の
周囲に沿ったより均一な音圧強度の下でエコーを取得可
能である。

【００６１】更により明瞭な微小気泡のエコーを抽出す
るために、以下の手法を用いることも可能である。この
手法の詳細は、特願平７−８９７７３号に開示されてい
る通りである（図１３参照）。この手法は、上記トリガ
のタイミングに、ある領域に対して走査Ｔ１を行いエコ
ー信号を得たその直後に、同じ領域に対して同様の走査
Ｔ２を行うものである。このようなタイミングで走査Ｔ
２を行えば、直前の走査Ｔ１によって微小気泡が消失し
た状態となり、直後の走査Ｔ２によるエコーには、組織
のエコー信号のみが残留する。これら２回のエコー信号
をレシーバ部で差分処理を行えば、消失した微小気泡の
信号のみが差分信号となって抽出される。この結果、生
体組織の輝度に影響しない造影剤由来のエコーを映像化
することができる（以下サブトラクション法と呼ぶ）。

【００６２】（は）表示上で説明した本発明のデータ取得法によれば、少なくと
も２回以上の走査手順によって、関心領域全体の染影効
果を提示するデータ（信号強度）が得られるため、これ
らを統合して表示する手法が取られる。図９または図１
１の場合、各局所領域の境界は明確であるから、メモリ
合成部６によって該当領域のみで構成された簡易的な画
像（簡易的な信号強度分布）が再構成され、表示部７に
表示される。

【００６３】画像の統合と表示法は、以下のように応用
可能である。心筋血流の診断においては、心筋のどの部
分が虚血性を示しているかに注目する場合が多い。この
場合、心筋の細かな形態やスペックルパターンは注目せ
ずに、造影剤による微小血流パフュージョンのみを知れ
ばよい（核医学のシンチグラムと同様である）。このよ
うな診断ニーズを受けて、表示法の例として、各局所領
域の染影度の平均値を計算し、その値を各領域の代表値
として表示する。カラーバーなどに基づいた色彩情報で
各領域をペイントすればより解り易い（図１４
（ａ））。または図１４（ｂ）のごとく、簡素化した表
示を行ってもよい。さらには図１４（ｃ）のように、血
流量を数値化したものを表示しても良い。表示する輝度
あるいは数字は相対的なものではあるが、このような表
示法によって、心筋の虚血部位があれば直ちに検知する
ことが可能となる。これら表示は元の診断画像に重ねる
ばかりではなく、並べて表示しても良いし、より簡素化
された表示画像は、プリンタ出力も可能なばかりではな
く、ネットワークなどの手段を利用してカルテもしくは
電子カルテなどに添付できるようになっている。

【００６４】（第３実施形態）図１５に構成を示す。送
信制御回路１３は、送信部パルスのタイミングを制御す
る。本実施例では、操作パネル９から送られるモード切
替の指示により、心拍検出部１２もしくは内部時計１５
からのタイミング信号を用いた間欠送信を行う。間欠送
信とは、フレーム生成の間隔が通常の連続送信（２０〜
１００枚／秒）より十分大きい間隔での送信を指す。例
えば、４心拍毎、あるいは５秒毎といった時間間隔が入
力される。

【００６５】そして、送信制御回路は、１回のトリガタ
イミングについて、複数フレーム分の送信を行うべく、
超音波送信部２に指示する（言い換えると、短時間内で
連続的スキャンを行う）。この概念図を図１６に示す。
図ではある一定の時間間隔（フレームレートに比べて十
分長い）ごとに、連続５フレームの送受信を行ってい
る。画像処理回路３１は、後述の画像処理により、上記
の手法で得られた１トリガタイミング当たりの複数フレ
ームの画像を統合し、メモリ合成部に送り、それらは表
示部に表示される。画像処理の方法を説明する前に、図
１６の送信法から予想される診断画像について説明す
る。

【００６６】＜解決すべき問題＞まず、造影剤濃度が比
較的低いか、あるいは消失しやすい気泡からなる造影剤
であった場合は、第１フレームでの送信パルスによっ
て、断面上の気泡はほとんど消失するであろうから、第
２フレーム以降は気泡が存在しない、すなわち組織エコ
ーのみからなる診断画像となる。

【００６７】しかしながら、経験上は上記のようになら
ない場合がある。例えば、造影剤濃度が高い場合、ある
いは近年開発された、超音波に対して比較的強靭な気泡
を含有した造影剤については、以下のような現象が起こ
る。

【００６８】図１７（ａ）に示すように第１フレーム
（Ａ）の送信では、比較的近距離部分の染影は見られる
ものの、近距離部の高濃度の気泡自体の減衰効果が大き
くなり、それ以深に超音波パルスが伝搬しにくくなる。
その結果、近距離以深の染影は見られず暗くなり、時に
は投与前よりも暗くなる場合がある（シャドーイングと
呼ばれる）。図１７（ｂ）のように第２フレーム（Ｂ）
では、近距離部は前回の送信によって消失しているた
め、染影度は下がるが、そのかわり気泡による音波の減
衰も低減されるためめ、比較的深部に十分高い音圧が照
射され、その部分の染影が高くなる。以下、同様の現象
が深部へ伝わってゆき、図１７（ｃ）全領域で気泡が消
失した段階で、組織のエコーのみの画像となる（図１７
（ｄ））。

【００６９】ここの現象を動画像で見ると、染影による
輝度が、浅部から深部へと「幕が下りるように」移動す
るのが確認される。以降、この現象を「カーテン現象」
と呼ぶ。

【００７０】上記のような現象が現れた場合、言うまで
もなく、複数画像のうち１枚を見ただけでは断面全体の
染影効果を診断することはできない。全てをつなぎ合わ
せる必要がある。

【００７１】＜画像演算処理＞前述の画像処理回路３１
は、上記カーテン現象が起きた場合に最適な画像再合成
処理を行う。すなわち、１回のトリガタイミングで得ら
れた画像群はイメージメモリ８に記憶され、これらに対
して各フレームの同一座標の輝度信号を比較して、最大
値を検出する。すなわち、座標（ｘ，ｙ）の輝度Ｉ
（ｘ，ｙ）を決定するための演算処理は：Ｉ（ｘ，ｙ）＝ＭＡＸ（Ｉ_i（ｘ，ｙ）），ｉ＝１
…Ｎここで、Ｉ_i（ｘ，ｙ）は第ｉフレームにおける、座標
（ｘ，ｙ）の輝度、Ｎは比較する画像の枚数である。

【００７２】このような処理を行った結果として、高輝
度な染影部分をつなぎ合わせた図３４に示すような画像
が再構成され、この再構成画像が表示部に表示される。
結果から明らかなように、この画像は全ての領域で最も
染影が高い輝度を表示しているため、この１枚の診断画
像によって全体の染影度について診断することが可能と
なる。

【００７３】ちなみにこの手法は３次元空間情報を２次
元平面に投影する時に利用される、最大輝度投影法（Ｍ
ａｘｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉ
ｏｎ，ＭＩＰ）と類似している。但し通常のＭＩＰ法は
空間的な点に対して行われるのに対して、本手法は時間
的な点に対して行われる。

【００７４】なお上記演算処理は比較的単純であり、再
構成画像は、トリガタイミングによる送信の直後にほぼ
リアルタイムに表示することが望ましい。また、上記の
ように、本実施例はカーテン現象が現れない場合は十分
な効果を発揮できないが、逆に悪影響を与えるわけでは
ない。よって本手法は、特に限定された状況下で使用す
るわけではない。

【００７５】＜表示の例＞表示形態の例を図１８に示
す。図１８（ａ）は、２画面表示による方法を示してい
る。一方では間欠送信をリアルタイムに観察しており、
他方では、上記の再構成画像を逐次的に表示する。図１
８（ｂ）は、１回のトリガタイミングで得られる画像群
が並べて表示され、同時に再構成画像も表示される。な
お、画像の大きさは全て同一である必要がない。通常
は、再構成された画像が診断上最も重要であるから、図
１８（ｂ）のように相対的に大きく表示されるのが望ま
しい。

【００７６】本発明は、上述した実施形態に限定される
ことなく、種々変形して実施可能である。

【００７７】

【発明の効果】（１）本発明によれば、造影剤を投与し
て行うコントラストエコーにおいて、超音波送受信間で
互いに微小気泡を消失し合わないように走査の間で送信
方向及び並列同時受信数を適当に相違させることがで
き、それにより断面の全体から微小気泡由来の信号を効
率的に受信することができるようになる。従って、従来
と同じ性能の超音波造影剤を投与した場合でも、染影効
果を相対的に向上させることが可能となり、血流診断
能、特に微小血流診断能を向上させることが期待され
る。

【００７８】（２）本発明によれば、造影剤を投与して
行うコントラストエコーにおいて、近隣する複数本の超
音波走査線からなる複数の組に対して順方向に走査を行
い、各組内では逆方向に走査を行うようにしたので、超
音波送受信間で微小気泡を消失し合わないようになり、
それにより断面の全体から微小気泡由来の信号を効率的
に受信することができるようになる。従って、従来と同
じ性能の超音波造影剤を投与した場合でも、染影効果を
相対的に向上させることが可能となり、血流診断能、特
に微小血流診断能を向上させることが期待される。

【００７９】（３）本発明によれば、局所領域ごとに最
適な送信条件で走査できるので、断面の全体から微小気
泡由来の信号を効率的に受信することができるようにな
る。従って、従来と同じ性能の超音波造影剤を投与した
場合でも、染影効果を相対的に向上させることが可能と
なり、血流診断能、特に微小血流診断能を向上させるこ
とが期待される。

【００８０】（４）本発明によれば、画像深部の並列同
時受信数が画像浅部の並列同時受信数より少ないので、
断面の全体から微小気泡由来の信号を効率的に受信する
ことができるようになる。

【００８１】（５）本発明によれば、送信フォーカスの
位置に応じて微小気泡の消失程度がほぼ同じくなるよう
に送信手段の送信パラメータが変えられるので、断面の
全体から微小気泡由来の信号を効率的に受信することが
できるようになる。

【００８２】（６）本発明によれば、超音波の送信と停
止とが繰り返され、一回の間欠送信のタイミングに対し
て、２枚以上のフレームを取得し、その複数フレームを
合成して１枚のフレーム像を再構成するので、微小気泡
に由来する高輝度部分から１枚の像を作って、全体的に
画質を向上することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施形態による超音波診断装置
のブロック図。

【図２】第１の実施形態に適用される並列同時受信法の
説明図。

【図３】第１の実施形態による走査手順の説明図。

【図４】第１の実施形態の他の走査手順の説明図。

【図５】第１の実施形態のリニアスキャンへの適応例を
示す図。

【図６】本発明の第２の実施形態による超音波診断装置
のブロック図。

【図７】第２の実施形態における局所領域の設定法の説
明図。

【図８】第２の実施形態で設定される他の局所領域を示
す図。

【図９】第２の実施形態における局所領域の分割形態を
示す模式図。

【図１０】第２の実施形態における心電同期を利用した
局所領域送信法の時間的流れを示す概念図。

【図１１】第２の実施形態における局所領域送信法の超
音波照射領域を示す概念図。

【図１２】第２の実施形態における他の局所領域送信法
の超音波照射領域を示す概念図。

【図１３】第２の実施形態におけるマルチショット法を
利用した超音波照射の手順を示す概念図。

【図１４】第２の実施形態における局所領域の表示方法
を示す概念図。

【図１５】本発明の第３の実施形態による超音波診断装
置のブロック図。

【図１６】第３の実施形態による走査手順の説明図。

【図１７】第３の実施形態による高輝度部分の合成画像
例を示す図。

【図１８】第３の実施形態の表示例を示す図。

【図１９】従来の焦点深度と微小気泡消失領域との関係
図。

【図２０】従来の問題点の補足図。

【符号の説明】

１…超音波プローブ、２…超音波送信部、３…超音波受信部、４…レシーバ部、５…Ｂモードディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）
部、６…メモリ合成部、７…表示部、８…イメージメモリ、９…操作パネル、１０Ａ…トラックボール、１０Ｂ…キーボード、１１…心電計（ＥＣＧ）、１２…心拍検出部、１３…送受信制御回路、１４…メモリ制御回路。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を注
入された被検体に当設される超音波プローブと、前記超音波プローブを介して前記被検体内の断面を走査
する送受信部と、前記送受信部の出力に基づいて断層画像を生成する画像
生成手段と、前記断面の走査が複数回繰り返され、且つ前記断面の走
査中に送信方向及び並列同時受信数が相違するように、
前記送受信部を制御する送受信制御回路とを具備したこ
とを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】前記複数回の断面の走査の中の特定の走
査では、１回の送信に対して、近距離領域であって且つ
その送信方向を中心として近隣Ｎ本の超音波走査線に対
応するエコー信号と、遠距離領域であって且つ送信方向
を中心として近隣ｎ本（ｎ＜Ｎ）の超音波走査線に対応
するエコー信号とが同時受信され、前記特定の走査で受
信していない残りの領域のエコー信号が他の走査で受信
されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
置。
【請求項３】前記複数回の断面の走査では、前記超音
波の焦点は遠距離領域内に固定されることを特徴とする
請求項２記載の超音波診断装置。
【請求項４】前記複数回の断面の走査により収集され
るエコー信号により１枚の断層画像が生成されることを
特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項５】前記画像生成手段は、前記エコー信号か
ら高調波成分を抽出する手段を有することを特徴とする
請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項６】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を注
入された被検体に当設される超音波プローブと、前記超音波プローブを介して前記被検体内の断面を走査
する送受信部と、前記送受信部の出力に基づいて断層画像を生成する画像
生成手段と、前記断層画像を構成する複数の超音波走査線を近隣する
複数本の超音波走査線からなる複数の組に分け、これら
複数の組に対しては順方向に走査が行われ、各組内では
逆方向に走査が行われるように、前記送受信部を制御す
る送受信制御回路とを具備したことを特徴とする超音波
診断装置。
【請求項７】前記超音波の焦点は、１回の送受信ごと
に近距離と遠距離とで交互に切り替えられることを特徴
とする請求項６記載の超音波診断装置。
【請求項８】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を注
入された被検体に当設される超音波プローブと、前記超音波プローブを介して前記被検体内の断面を走査
する送受信部と、前記断面内の複数の局所領域に対して異なる送信条件で
走査が行われるように前記送受信部を制御する送受信制
御回路とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】前記複数の局所領域に対して送信音圧が
実質的に一定になるように送信条件が前記複数の局所領
域に対して個々に設定されることを特徴とする請求項８
記載の超音波診断装置。
【請求項１０】前記断面内を複数の局所領域に分割す
るための雛形を複数パターン記憶する手段をさらに備え
たことを特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１１】前記断面内を複数の局所領域に手動で
分割するための入力手段をさらに備えたことを特徴とす
る請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１２】前記断面内に少なくとも１つの代表点
を手動で指定するための入力手段と、前記指定された代
表点に従って代表点数以上の数の局所領域に前記断面を
分割する手段とをさらに備えたことを特徴とする請求項
８記載の超音波診断装置。
【請求項１３】前記局所領域ごとに得た信号強度を簡
易的な信号強度分布として表示する手段さらに備えたこ
とを特徴とする請求項８記載の超音波診断装置。
【請求項１４】前記信号強度分布では、前記信号強度
が前記信号強度に応じた色、又は前記信号強度を表す数
字或いは文字によって表されることを特徴とする請求項
１３記載の超音波診断装置。
【請求項１５】微小気泡を含む超音波造影剤を注入さ
れた被検体に対して超音波を送受波する超音波プローブ
と、前記超音波プローブから超音波を送信するための駆動信
号を生成する送信手段と、前記超音波プローブで受信された超音波エコー信号に基
づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、画像深部の並列同時受信数が画像浅部の並列同時受信数
より少なくなるように前記画像生成手段及び送信手段を
制御する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１６】微小気泡を含む超音波造影剤を注入さ
れた被検体に対して超音波を送受波する超音波プローブ
と、前記超音波プローブから超音波を送信するための駆動信
号を生成する送信手段と、前記超音波プローブで受信された超音波エコー信号に基
づいて超音波画像を生成する画像生成手段と、送信フォーカスの位置に応じて前記微小気泡の消失程度
がほぼ同じくなるように前記送信手段の送信パラメータ
を変える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１７】前記制御手段は、振動子の駆動電圧、
焦点の大きさ、開口面積、駆動素子数、周波数の少なく
とも１つを送信フォーカスの位置に応じて変えるもので
あることを特徴とする請求項１６記載の超音波診断装
置。
【請求項１８】超音波造影剤を用いて、被検体内に収
束超音波を形成する超音波パルス信号を送信し、前記被
検体からの反射信号を受信し、前記被検体の断層像を得
るようにした超音波診断装置において、超音波の送信と停止を繰り返して行う間欠送信法を行う
手段と、一回の間欠送信のタイミングに対して、２枚以上のフレ
ームを取得するための送受信を行う手段と、前記複数フレームを合成して１枚のフレーム像を再構成
する画像処理手段と、前記再構成された画像を表示する手段とを具備したこと
を特徴とする超音波診断装置。
【請求項１９】前記再構成の画像処理とは、前記複数
フレームに対して同一座標の最大輝度値を選び出し、前
記最大輝度値から構成されるフレーム像を再構成する処
理であることを特徴とする請求項１８記載の超音波診断
装置。
【請求項２０】前記スキャン中の超音波診断画像と、
前記再構成されたフレーム画像を同時に表示することを
特徴とする請求項１８記載の超音波診断装置。