JP2002224112A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 超音波診断装置において、超音波コントラス
ト剤の破壊消失後の充満速度が反映された画像を形成で
きるようにする。 【解決手段】 最初に強い送信パワーで超音波が送信さ
れ、その後一定間隔Ｔごとに弱い送信パワーで超音波が
送信される。すると、流量の大小に応じてコントラスト
剤の濃度が過渡的に変動し、最終的に流入する超音波コ
ントラスト剤の量と破壊消失される超音波コントラスト
剤の量とが平衡状態となる。各フレームの画像あるいは
差分画像が積算され、その積算画像がコントラスト血流
像として表示される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は超音波診断装置に関
し、特に超音波コントラスト剤を画像化する装置に関す
る。

【０００２】

【従来の技術及びその課題】近年、超音波コントラスト
剤が注入された生体に対して超音波を送受波して超音波
画像を形成するコントラスト映像化法が実用化されてい
る。超音波コントラスト剤からの反射波は、単なる血流
からの反射波に比べて大きく、またその反射波には歪み
成分が含まれることが知られている。よって、反射波に
含まれる基本波あるいは高調波を画像化すれば、精度良
く血流を画像化できる。ここで、超音波コントラスト剤
は、例えば、多数のマイクロバブル（微小気泡カプセ
ル）で構成され、それは、一般に、ある程度の強度の超
音波を照射すると、自己破壊して消失する性質を有して
いる。

【０００３】超音波コントラスト剤を生体に注入する
と、その超音波コントラスト剤は生体内の様々な血流部
位に展開する。よって、ある局所的な診断部位におい
て、最初に存在していた超音波コントラスト剤が超音波
の照射によって破壊消失しても、そこには時間経過とと
もに、後続の超音波コントラスト剤が充満する。

【０００４】従来の第１手法では、超音波コントラスト
剤を生体へ注入する前に超音波を送受波して形成された
画像と、超音波コントラスト剤を生体へ注入した後に超
音波を送受波して形成された画像とが比較される。従来
の第２手法では、超音波コントラスト剤を生体に注入し
た後に超音波を送受波して形成された画像と、その直後
に超音波コントラスト剤の消失状態で超音波を送受波し
て形成された画像とが比較される。

【０００５】いずれにしても、上記従来の手法では、超
音波コントラスト剤の充満状態と不存在状態の２つの状
態しか利用されない。すなわち、超音波コントラスト剤
が破壊消失した後の局所部位における超音波コントラス
ト剤の過渡的な挙動を観察することは行われていない。

【０００６】その一方、例えば毛細管の密集が認められ
る癌組織について、その部位を流れる血流の血流量を計
測することは、当該癌組織の性状を診断する上で重要で
ある。しかしながら、従来の超音波診断装置において、
そのような血流量を計測することは困難であり、このこ
とは上記の超音波コントラスト剤を利用した従来手法で
も同様であった。

【０００７】本発明は、上記従来の課題に鑑みなされた
ものであり、超音波コントラスト剤の過渡的な挙動を観
察できる超音波診断装置を提供することにある。

【０００８】本発明の他の目的は、血流量を反映させた
画像を形成できる超音波診断装置を提供することにあ
る。

【０００９】本発明の他の目的は、超音波コントラスト
剤の破壊消失後の充満速度が反映された画像を形成でき
る超音波診断装置を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、破壊消失性をもった超音波コント
ラスト剤が注入された生体に対し、超音波の送受波を行
う超音波診断装置において、生体の診断部位に対して超
音波の送受波を行い、エコーデータを出力する送受波手
段と、前記送受波手段を制御する手段であって、初期送
信時に送信強度を強に設定し、前記初期送信以降の各観
測送信時に送信強度を弱に設定し、それらの観測送信を
所定間隔で間欠的に実行させる送受波制御手段と、前記
各観測送信ごとに得られるエコーデータに基づいて、前
記診断部位における超音波コントラスト剤の時間的な濃
度変化を反映させた血流画像を形成する血流画像形成手
段と、を含むことを特徴とする。

【００１１】上記構成によれば、比較的大きな送信強度
をもって超音波の初期送信が実行されると、診断部位に
存在する超音波コントラスト剤の多くが超音波を受けて
破壊消失する。その直後から、診断部位への超音波コン
トラスト剤の流入が生じるが、そのような中で、小さな
送信強度をもって一定間隔で超音波の観測送信が繰り返
し実行されると、診断部位への超音波コントラスト剤の
流入と並行して、超音波コントラスト剤の一部分の破壊
消失が断続的に生じ、その過程の中で、破壊消失を生じ
ない超音波コントラスト剤の残留量が徐々に増大し、す
なわち診断部位における超音波コントラスト剤の濃度が
次第に増大する。そして、最終的には、平衡状態（一定
時間内における超音波コントラスト剤の流入量と破壊消
失量とがつり合った状態）となる。

【００１２】以上のような超音波コントラスト剤の濃度
の過渡的な変動現象は、初期送信後の観測送信の繰り返
し間隔、各観測送信の送信強度、診断部位の深さ、超音
波コントラスト剤の構造などに依存し、特筆すべきは、
血流量に依存するということである。つまり、血流量以
外の諸条件が同一である場合、血流量が多いほど単位時
間当たりに運ばれてくる超音波コントラスト剤の量も多
くなるため、初期送信後において、診断部位における超
音波コントラスト剤の濃度上昇率（勾配）は大きくな
る。逆に、血流量が少なければ単位時間当たりに運ばれ
てくる超音波コントラスト剤の量が少なくなるので、初
期送信後に、診断部位における超音波コントラスト剤の
濃度上昇率（勾配）は小さくなる。よって、そのような
過程を画像として表現すれば、その表示態様の動的な変
化の様子から血流量の大小を認識できる。ちなみに、血
流量が多ければ多いほど破壊される超音波コントラスト
剤の量が多くなり、反射波の強度（及び感度）が大きく
なると考えられる。

【００１３】上記の過渡的な濃度変化を間欠的に計測す
るため、本発明においては、初期送信よりも弱い強度
（つまり、超音波コントラスト剤の破壊消失があっても
それがあまり多くない程度の強度）をもった超音波の観
測送信が繰り返される。つまり、初期送信は破壊を目的
とした送信であり、その後の観測送信は観察を目的とし
た送信である。

【００１４】なお、画像を形成する場合、反射波中の基
本波を利用してもよいし、反射波中の高調波を利用して
もよい。また、超音波コントラスト剤の注入は、少なく
とも超音波の送受波を行っている期間において、診断部
位に超音波コントラスト剤が通過するように、継続的に
行われるのが望ましい。

【００１５】（２）望ましくは、前記初期送信時には前
記診断部位に存在する超音波コントラスト剤が実質的に
全部破壊される送信強度が設定され、前記初期送信以降
の各観測送信時には前記診断部位に存在する超音波コン
トラスト剤が一部しか破壊されない送信強度が設定され
る。

【００１６】上記構成によれば、初期送信により低濃度
状態が形成され、その後の各観測送信によって超音波コ
ントラスト剤の濃度変化が観察される。ここで、各種計
測条件に応じて、初期送信時の送信強度及びそれ以降の
各観測送信時の送信強度を可変設定できるようにしても
よい。

【００１７】望ましくは、前記所定間隔は、前記初期送
信後の各観測送信の繰り返しにより、前記診断部位に存
在する超音波コントラスト剤の濃度の段階的な上昇を許
容する時間に設定される。所定間隔は、各種の計測条件
に応じて可変設定できるようにするのが望ましい。

【００１８】望ましくは、前記血流画像形成手段は、前
記各観測送信ごとに得られるエコーデータを積算し、前
記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段
と、前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度
変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、
を含む。

【００１９】望ましくは、前記血流画像形成手段は、前
記各観測送信間でエコーデータの差分を演算して差分画
像を形成する差分演算手段と、前記差分画像を積算し、
前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段
と、前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度
変化に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、
を含む。

【００２０】終了判定がなされるまで、診断部位におけ
る超音波コントラスト剤の濃度変化に連動して、積算画
像の内容は段階的に変容する。濃度勾配が大きければ、
終了判定が速くなり、積算画像の内容変化の速度も大き
い。一方、濃度勾配が小さければ、終了判定が遅くな
り、積算画像の内容変化の速度も小さい。よって、その
ような画像内容の動的変化によって血流量を直感的に理
解できる。積算画像を形成すれば、雑音を除去して画質
を高められる。その場合に、差分画像を積算すれば、差
分演算の段階で超音波コントラスト剤が存在しない部位
のデータが除去されるため、より血流を鮮明に画像化で
きる。また、差分画像を積算すれば、通常の積算におい
てオーバーフローや飽和が生じるような場合に対処でき
る。

【００２１】もちろん、適応的な終了判定を行うことな
く、積算時間を一定時間に固定的に設定するようにして
もよい。その構成によれば、完成した積算画像から、各
部分の血流量を絶対的に評価することも可能となる。

【００２２】望ましくは、前記積算終了時点の積算画像
を対数変換することにより前記血流画像を形成する対数
変換手段を含む。この構成によれば、人間の視覚特性に
合わせた輝度画像としての積算画像を形成できる。検波
後のＬＯＧ圧縮されたエコーデータにおいては、微弱な
変化が圧縮処理によって失われがちであるため、ＬＯＧ
圧縮は積算画像の形成後に行うのが望ましい。

【００２３】なお、初期送信から終了判定までの一連の
シーケンスを自動的に繰り返し行うようにすれば、血流
量を反映させた積算画像の形成が繰り返し行われ、診断
の便宜を図ることができる。

【００２４】（３）図３を用いて上記原理について説明
する。（Ａ）には超音波コントラスト剤の濃度変化が波
形として示されている。符号６０は高流量の場合を示
し、符号６２は低流量の場合を示している。（Ｂ）に
は、一定間隔Ｔでの超音波の間欠的な送信タイミングが
示され、最初の送信時においては強い送信強度が設定さ
れ、それ以降の各送信時においては弱い送信強度が設定
される。

【００２５】上記のように、大きな送信強度で初期送信
が行われると、超音波が送信された診断部位内の超音波
コントラスト剤が自己破壊を生じて消失する。その後、
診断部位には流速ないし流量に従って超音波コントラス
ト剤が流入してくる。しかし、弱い強度での超音波の送
信が断続的に行われるため、流入してくる超音波コント
ラスト剤の一部が超音波によって破壊消失する。つま
り、２回目以降の送信は弱い超音波を用いているため、
超音波コントラスト剤の破壊消失は部分的に生じる。よ
って、（Ａ）に示すように、コントラスト剤の濃度は、
時間経過に伴って階段状の特性を有し、全体としては右
肩上がりの勾配傾向をもつ。

【００２６】その勾配は流量に依存しており、高流量の
場合（符号６０参照）には早めに平衡状態となり、低流
量の場合（符号６２参照）には遅れて平衡状態となる。
ここで、平衡状態は、期間Ｔ内において流入する超音波
コントラスト剤の量と１回の送信で破壊消失する超音波
コントラスト剤の量とが同一になった状態である。

【００２７】よって、そのような平衡状態に至るまでの
過渡的な現象を何らかの手法によって画像として表示す
れば、その画像の動的な内容変化をもって血流量を動画
として表現することができる。もちろん、平衡状態への
到達によらず、最初の送信から一定時間の経過まで画像
を形成するようにしてもよい。

【００２８】ちなみに、初期送信の直後から、超音波コ
ントラストの流入量に比べて超音波による超音波コント
ラスト剤の破壊消失作用が大きいと、血流量に関係なく
平衡状態が形成されてしまうが、その場合には、送信間
隔を長くしたり送信パワーをダウンさせたりすればよ
い。また、平衡状態の形成の後に、再び過度現象を生じ
させる場合には初期送信から繰り返せばよい。

【００２９】

【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施形態を
図面に基づいて説明する。

【００３０】図１には、本発明に係る超音波診断装置の
好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を
示すブロック図である。

【００３１】プローブ１０は複数の振動素子からなるア
レイ振動子を有しており、そのアレイ振動子によって超
音波ビーム１４が形成される。この超音波ビーム１４は
電子走査され、これにより走査面１１が形成される。

【００３２】図１においては、その走査面１１内に血管
１２が存在しており、その血管内の血流には超音波コン
トラスト剤１３が含まれている。この超音波コントラス
ト剤は極めて微小の気泡をコーティング剤で包んだもの
であり、例えば注射器などを利用をして静脈に超音波コ
ントラスト剤が連続的に注入される。

【００３３】送信部１６はいわゆる送信ビームフォーマ
ーとして機能するものであり、上記のアレイ振動子を構
成する各振動素子に対して送信信号を供給する回路であ
る。送信部１６は制御部１８によって制御されており、
本実施形態においては特に制御部１８が送信タイミング
及び送信パワーの制御を行っている。これについては後
に説明する。

【００３４】受信部２０はいわゆる受信ビームフォーマ
ーとして機能するものであり、アレイ振動子から出力さ
れる複数の受信信号に対して整相加算を実行する回路で
ある。この受信部２０は本実施形態において検波回路な
ども有している。

【００３５】検波後の受信信号は画像処理部２４に送ら
れる。この画像処理部２４はＢモード断層画像やドプラ
画像などを形成する公知の回路であり、これにより形成
された画像データは表示処理部２６に出力され、その表
示処理部２６から出力される画像データが表示器２８に
出力される。表示器２８においては、Ｂモード画像など
の従来同様の超音波画像が表示される他、以下に詳述す
るコントラスト血流像も表示される。

【００３６】入力部２２はキーボードやトラックボール
などによって構成され、この入力部２２を利用してコン
トラスト血流像を形成する際における送信間隔や送信パ
ワーなどのパラメータをユーザー設定することが可能で
ある。

【００３７】次に、コントラスト血流像形成部３０につ
いて詳述する。コントラスト血流像を形成する場合、図
３に示したように、最初に強い送信パワーを持った超音
波が送波され、その後一定間隔Ｔごとに弱い送信パワー
をもった超音波が断続的に送波される。このような制御
は上述のように制御部１８によって遂行され、具体的に
は送信部１６が制御部１８の制御によって上述のような
送信を実行する。

【００３８】本実施形態においては、図２に示されるよ
うに、走査面１１内における注目組織５２上にＲＯＩ１
５Ａが設定される。このＲＯＩ１５Ａは例えばできる限
り血流量の多い部位に設定するのが望ましいが、例えば
符号１５Ｂで示すように血流量が少ない部位にＲＯＩを
設定するようにしてもよい。ＲＯＩの設定部位によって
は後述する積算終了タイミングが異なることになるが、
いずれの場合においても注目組織５２上において各部位
について相対的に血流量の比較を行うことができる。ち
なみに、注目組織５２は例えば毛細血管が密集した癌組
織などである。

【００３９】図１に示すコントラスト血流像形成部３０
は、本実施形態において、積算画像の形成方式として２
つの方式を有している。第１の方式は各送信（観測送
信）によって得られた画像データをそのまま積算するも
のであり、第２の方式は観測送信のフレーム間において
画像データの差分演算を行い、差分データを積算するも
のである。

【００４０】上記の第１の方式が選択される場合、観測
送信ごとに受信部２０から出力される検波後のエコーデ
ータが加算器３６に入力される。加算器３６では、フレ
ームメモリ３８から出力されるそれまでの積算されたデ
ータと入力されたエコーデータとを加算し、その加算結
果である積算データをフレームメモリ３８に格納する。
フレームメモリ３８上の各積算データは圧縮器４８に逐
次出力されている。なお、後述する収束判定部４０から
リセット信号が出力されると、フレームメモリ３８の内
容がリセットされることになる。

【００４１】一方、上記の第２の方式が選択される場
合、観測送信ごとに受信部２０から出力される検波後の
エコーデータが差分演算器３４の一方の入力端子とフレ
ームメモリ３２に入力される。フレームメモリ３２は１
フレーム分のエコーデータを格納するメモリであり、そ
のフレームメモリ３２から出力される前のフレームのエ
コーデータが差分演算器３４の他方の入力端子に入力さ
れる。

【００４２】差分演算器３４はフレーム間においてエコ
ーデータの差分演算を実行し、その差分データを加算器
３６へ出力する。

【００４３】加算器３６は、上記同様に、フレームメモ
リ３８に格納された積算データに対し、入力された差分
データを加算し、その加算結果を積算データとして再び
フレームメモリ３８に格納する。上記同様に、フレーム
メモリ３８に格納された積算データすなわち積算画像は
圧縮器４８に逐次出力されている。ちなみに、リセット
信号が入力されるとフレームメモリ３８の内容がリセッ
トされる。

【００４４】次に、この収束判定部４０について説明す
る。この収束判定部４０は、上記の平衡状態を判定し、
リセット信号を出力する回路である。ＲＯＩ内平均処理
器４２は、図２に示したようなＲＯＩ１５Ａ内において
各フレームごとにエコーデータの平均値を演算する回路
である。その平均値は差分演算器４３の一方の入力端子
に入力され、またメモリ４６に格納される。メモリ４６
から出力される前のフレームの平均値は差分演算器４３
の他方の入力端子に入力される。

【００４５】差分演算器４３はフレーム間においてＲＯ
Ｉ内の平均値の差分演算を実行し、その差分値が判定器
４４において判定値と比較されている。差分値が判定値
よりも小さくなった場合、判定器４４が平衡状態に到達
したと判定し、リセット信号をフレームメモリ３８に出
力する。

【００４６】圧縮器４８は、フレームメモリ３８から逐
次出力される画像に対するＬＯＧ圧縮を実行する回路で
あり、その後、画像データは輝度変換器５０に入力さ
れ、輝度信号に変換されることになる。その輝度信号は
表示処理部２６を介して表示器２８に出力され、その表
示器２８には上記のような第１の方式あるいは第２の方
式に従う積算画像としてのコントラスト血流像が表示さ
れる。

【００４７】よって、図３に示すような最初の送信から
一定間隔Ｔをもって間欠的に送信を行うことにより、最
初に、診断部位における超音波コントラスト剤の濃度を
著しく小さくしておいて、その部に段階的にその濃度を
高め、最終的に平衡状態に到達させることができる。こ
れに伴って、表示器２８には超音波コントラスト剤の濃
度に伴って段階的に輝度が高められた積算画像としての
コントラスト血流像が表示されることになり、その表示
の成長速度などに基づいて血流量の大小を直感的に認識
することが可能となる。

【００４８】ちなみに、初期送信時に強い送信パワーで
超音波の送信を行わせる場合には、例えば送信電圧を高
めたりあるいは送信波におけるバーストパルスの波数を
多くしたりすればよい。また、体内に注入した超音波コ
ントラスト剤の量や診断部位の状態あるいは他の条件に
基づいて、上記の送信間隔Ｔや各送信の音圧を適宜設定
するのが望ましい。

【００４９】次に、図４を用いて図１に示した装置の動
作について説明する。

【００５０】まず、Ｓ１０１では、入力部２２によって
ユーザーにより送信間隔Ｔ等のパラメータが初期設定さ
れる。もちろん、それらのパラメータについてはデフォ
ルト設定を行うようにしてもよい。Ｓ１０２では、ユー
ザーにより例えばＢモード断層画像上においてＲＯＩが
設定される。この場合においては、上述したようにでき
る限り血流量が多いと思われる部位にＲＯＩを設定する
のが望ましいが、それ以外の部位に設定するようにして
もよい。Ｓ１０３では、強い送信パワーで超音波ビーム
が形成され、それが電子走査される。なお、初期送信時
には、本実施形態において受信はなされていないが、必
要に応じて画像形成を行ってもよい。Ｓ１０４では、送
信間隔Ｔが経過したか否かが判断され、その送信間隔Ｔ
が経過した場合には、Ｓ１０５において弱い送信パワー
において上記同様に超音波ビームがスキャンされること
になる。

【００５１】Ｓ１０６では、積算方法が選択され、例え
ばユーザーによって選択された積算方法に従ってＳ１０
７あるいはＳ１０８が実行される。

【００５２】Ｓ１０７では、フレーム間においてエコー
データがそのまま積算されることになる。Ｓ１０８にお
いては、フレーム間におけるエコーデータの差分が演算
され、その差分データが積算されることになる。Ｓ１０
９では、積算画像としてのコントラスト血流像が画像表
示される。Ｓ１１０においては、前フレームと現フレー
ムの間でＲＯＩ内のエコーデータの平均値の差分が演算
され、Ｓ１１１では、その差分値と判定値とが比較され
て平衡状態に達したか否かが判断される。収束していな
ければ、Ｓ１１２において送信間隔Ｔを経過したか否か
が判断され、経過していればＳ１０５からの各工程が繰
り返し実行される。すなわち、図３に示したように間欠
的に弱い送信パワーで超音波の送受波が実行されること
になる。一方、Ｓ１１１において平衡状態に到達したと
判断された場合には、Ｓ１１３において積算画像の内容
がリセットされ、Ｓ１１４では上記の工程を繰り返し実
行させるか否かが判断され、繰り返し実行させる場合に
は、上記のＳ１０３からの各工程が繰り返し実行され
る。

【００５３】以上のように、本実施形態によれば、積算
画像としてのコントラスト血流像の動的な表示態様の変
化をもって血流量の大小を直感的に認識させることがで
き、従来の超音波コントラスト剤を用いた差分画像の形
成では得られない貴重な情報をもった画像を形成できる
という利点がある。特に、本実施形態においては、超音
波コントラスト剤を破壊する送信とその後の観測用の送
信とで音響的なパワーの切換えを行うようにしたので、
超音波コントラスト剤の流入に伴う過渡的な現象を間欠
的にしかも克明に観察することができる。

【００５４】ちなみに、上記の収束判定部４０において
は、ＲＯＩ内の平均値を利用したが、もちろんそれ以外
の条件をもって収束判定を行うようにしてもよい。ま
た、上記以外の手法を利用して血流量を表す画像を形成
するようにしてもよい。

【００５５】さらに、上記の実施形態においては最初の
送信と第２番目の送信との間の間隔Ｔとそれ以降の各送
信の間隔Ｔとを同一にしたが、それらの間隔を異ならせ
るようにしてもよく、さらに時間の経過に伴って送信間
隔を可変設定するようにしてもよい。またそれと共に送
信パワーを一定ではなく可変させるようにしてもよい。

【００５６】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
超音波コントラスト剤の過渡的な挙動を観察することが
でき、特に血流量を反映させた画像を形成できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明に係る超音波診断装置の全体構成を示
すブロック図である。

【図２】 ＲＯＩの設定を説明するための図である。

【図３】 超音波の送信と超音波コントラスト剤の濃度
との関係を示す図である。

【図４】 コントラスト血流像の形成に関する動作を説
明するためのフローチャートである。

【符号の説明】

１０ プローブ、１２ 血管、１３ 超音波コントラス
ト剤、１４ 超音波ビーム、１５ ＲＯＩ、１６ 送信
部、１８ 制御部、２０ 受信部、３０ コントラスト
血流像形成部、３４ 差分演算器、３６ 加算器、３８
フレームメモリ、４０ 収束判定部、４２ ＲＯＩ内
平均処理器、４３ 差分演算器、４４判定器、４６ メ
モリ。

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 破壊消失性をもった超音波コントラスト
   剤が注入された生体に対し、超音波の送受波を行う超音
   波診断装置において、 生体の診断部位に対して超音波の送受波を行い、エコー
   データを出力する送受波手段と、 前記送受波手段を制御する手段であって、初期送信時に
   送信強度を強に設定し、前記初期送信以降の各観測送信
   時に送信強度を弱に設定し、それらの観測送信を所定間
   隔で間欠的に実行させる送受波制御手段と、 前記各観測送信ごとに得られるエコーデータに基づい
   て、前記診断部位における超音波コントラスト剤の時間
   的な濃度変化を反映させた血流画像を形成する血流画像
   形成手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の装置において、 前記初期送信時には前記診断部位に存在する超音波コン
   トラスト剤が実質的に全部破壊される送信強度が設定さ
   れ、 前記初期送信以降の各観測送信時には前記診断部位に存
   在する超音波コントラスト剤が一部しか破壊されない送
   信強度が設定されることを特徴とする超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項１記載の装置において、 前記所定間隔は、前記初期送信後の各観測送信の繰り返
   しにより、前記診断部位に存在する超音波コントラスト
   剤の濃度の段階的な上昇を許容する時間に設定されるこ
   とを特徴とする超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項１記載の装置において、 前記血流画像形成手段は、 前記各観測送信ごとに得られるエコーデータを積算し、
   前記血流画像としての積算画像を順次形成する積算手段
   と、 前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化
   に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項１記載の装置において、 前記血流画像形成手段は、 前記各観測送信間でエコーデータの差分を演算して差分
   画像を形成する差分演算手段と、 前記差分画像を積算し、前記血流画像としての積算画像
   を順次形成する積算手段と、 前記診断部位における超音波コントラスト剤の濃度変化
   に基づいて、積算終了を判定する終了判定手段と、 を含むことを特徴とする超音波診断装置。
6. 【請求項６】 請求項４又は５記載の装置において、 前記積算終了時点の積算画像を対数変換することにより
   前記血流画像を形成する対数変換手段を含むことを特徴
   とする超音波診断装置。