JP3023290B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波造影剤を用いて
血流パフュージョンの検出およびそのパフュージョンの
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、組織の断層像を表
示するものであり、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲ
Ｉ装置（磁気共鳴イメージング装置）および各医学診断
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】このような超音波診断装置において、例え
ば、心臓や腹部臓器など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を行う、いわゆるコントラス
トエコー法という診断が最近注目されている。この診断
法の最も基本的な目的は、心筋への栄養供給血管等の毛
細血管における微小血流からの反射波を増強し、微小血
流像の輝度を増強することである。なお、血流状態を観
察する手法としてはカラードプラ法があるが、この手法
は心腔内や太い血管内について観察が可能であり、通
常、心筋への栄養供給血管等の毛細血管の微小血流につ
いては観測不可能である。毛細血管中の超音波造影剤で
増強された反射波のエコー信号（コントラストエコー信
号）に基づいてＢモードで画像化すると、心筋の血流状
態が観測可能となる。

【０００４】近年、造影剤基材の改良によりその成分で
ある気泡の微小化が実現され、静脈投与によっても肺を
経て左室に到達可能となっている。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。

【０００５】さらに発展した診断としては、診断部位に
おける造影剤の空間分布の時間変化の様子を輝度変化の
広がりや輝度増強の程度を参照して観察すること、造影
剤注入から関心領域（ＲＯＩ）に造影剤が到達するまで
の時間を求めること、ＲＯＩ内での造影剤によるエコー
輝度の時間変化（ＴＤＣ；Time Density Curve）を求め
ること、最大輝度を求めること等がある。そして従来、
造影剤による超音波エコーのエコーレベル増強の検出
は、Ｂモード画像の輝度レベルの変化を単に視覚的に認
識するか、複数のイメージデータを装置内に記憶させて
おき、後で各画像を呼び出しヒストグラム計算機能など
を用いてエコーレベル変化の定量測定やＴＤＣの作成が
行われていた。

【０００６】ここで、造影剤の物理挙動について簡単に
説明する。超音波造影剤としての微小気泡は音響インピ
ーダンスが非常に小さく、被検体内臓器組織や血液成分
との音響インピーダンスの差が非常に大きいため、微小
気泡からの反射波の強度が組織境界からのそれに比べて
顕著に強い。

【０００７】しかしながら、これらの微小気泡は、通常
の診断に用いられる程度の超音波照射パワー（例えば音
圧）での超音波照射によって、短時間のうちに崩壊、消
失してしまう。水中（血液中）の気泡は音圧に対してバ
ネのような１次元振動の物理挙動を示すことが知られて
おり、この時、気泡は、その大きさ（気泡の径）に依存
した固有の共振周波数をで振動する。共振周波数のもと
では気泡は最大振幅で振動し、消失が促進される。な
お、造影剤中の気泡は数ミクロン程度の範囲で様々な大
きさを有し、共振周波数は個々の気泡毎に相違するの
で、消失気泡はその極一部であると思われるが、実際に
は、送信波はある程度の幅で周波数帯域が広がってお
り、送信波の周波数帯域に含まれる共振周波数を有する
大部分の気泡が瞬時に消失してしまうと考えられる。

【０００８】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
存在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
ので、造影剤は瞬時に消失してしまう。要するに、その
輝度増強効果が反映された画像としては１フレーム、せ
いぜい数フレームに止まり、毎秒３０フレームのフレー
ムレートの動画像上で、輝度増強効果が反映された画像
を確認することは実際的に不可能である。

【０００９】この問題を解決するには、造影剤がある程
度の時間消失しないで程度に超音波の照射パワーを低下
させればよい。しかし、超音波の照射パワーの低下に応
じて、エコー感度も低下し、画像としては不鮮明にな
り、精度の良い診断が困難になってしまう。なお、観測
部位のエコー感度を上げるためには、造影剤の注入量
（又は注入濃度）を増加させることも考えられるが、注
入量の増加は患者への侵襲性を増すことになり好ましく
ない。また、複数回の注入による診断も同様に侵襲度が
高くなる。さらに、体内で持続性が高い造影剤が開発さ
れつつあるが、これは侵襲度が高いため好ましくない。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】本発明は上記事情に鑑
みてなされたものであり、その目的は、造影剤による輝
度増強効果が反映された画像を観察者に提示できる超音
波診断装置を提供することである。

【００１１】

【課題を解決するための手段】請求項１の発明に係る超
音波診断装置は、超音波ビームで走査して超音波エコー
信号を得る走査手段と、前記超音波エコー信号に基づき
Ｂモード画像を生成する画像生成手段と、前記Ｂモード
画像を表示する手段と、前記超音波ビームの音圧を比較
的低い音圧から比較的高い音圧に切り替える切替手段
と、前記切替手段により前記超音波ビームの音圧が前記
比較的高い音圧に切り替えられた後、前記画像生成手段
により最初に生成されるＢモード画像のデータを記憶す
る記憶手段とを具備する。

【００１２】請求項１１の発明に係る超音波診断装置
は、超音波ビームで走査して超音波エコー信号を得る走
査手段と、前記超音波エコー信号に基づきＢモード画像
を生成する画像生成手段と、前記Ｂモード画像を表示す
る手段と、前記超音波ビームの基本周波数を第１の周波
数から第２の周波数に切り替える切替手段と、前記切替
手段により前記超音波ビームの基本周波数が前記第１の
周波数から前記第２の周波数に切り替えられた後、前記
画像生成手段により最初に生成されるＢモード画像のデ
ータを記憶する記憶手段とを具備する。

【００１３】

【作用】請求項１の発明によれば、記憶手段には、超音
波ビームの音圧が比較的低い音圧から比較的高い音圧に
切り替えられた後、画像生成手段により最初に生成され
るＢモード画像のデータが記憶される。造影剤は超音波
の照射により序々に崩壊していくが、比較的低い音圧で
はその崩壊の進行は遅く、音圧切り替えの時までの崩壊
量は少ない。つまり、超音波ビームの音圧が比較的低い
音圧から比較的高い音圧に切り替えられた時に残存して
いる造影剤は比較的多いと考えられる。したがって、切
り替えたとき、良好な造影効果でＢモード画像を得るこ
とができる。しかも、比較的高い音圧を造影剤に照射す
ると、この造影剤は瞬時に消失してしまう可能性がある
が、少なくとも切り替え後、画像生成手段により最初に
生成されるＢモード画像には造影効果が十分維持されて
いる。換言すると、切り替え後、造影効果が最も顕著に
現れているのが、この最初に生成されるＢモード画像で
ある。この最初に生成されるＢモード画像は記憶されて
いるので、オペレータは任意の時期に静止画として表示
して、精度の良い診断を行い得る。しかも、この最初に
生成されるＢモード画像は、比較的高い音圧のスキャン
で得られたものであるので、組織形態も鮮明であり、し
たがって診断精度は高い。また、体内で持続性・耐圧性
のある気泡を使用する必要がなく、したがって侵襲性の
問題をより軽減させることができる。

【００１４】請求項１１の発明によれば、記憶手段に
は、超音波ビームの基本周波数が第１の周波数から第２
の周波数に切り替えられた後、画像生成手段により最初
に生成されるＢモード画像のデータが記憶される。第１
の周波数の超音波ビームでスキャンしているとき、第１
の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は序
々に崩壊していく。しかし、このとき、第２の周波数と
同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は残存又はあま
り崩壊しない。つまり、超音波ビームの基本周波数が第
１の周波数から第２の周波数に切り替えられたとき、第
２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤によって造
影効果が生起する。しかも、超音波ビームの基本周波数
が第１の周波数から第２の周波数に切り替えられた後、
画像生成手段により最初に生成されるＢモード画像は、
第２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤が崩壊し
ていない状態で得たものものであるので、造影効果が最
も顕著に現れる。最初に生成されるＢモード画像は記憶
されているので、オペレータは任意の時期に静止画とし
て表示して、精度の良い診断を行い得る。また、体内で
持続性・耐圧性のある気泡を使用する必要がなく、した
がって侵襲性の問題をより軽減させることができる。

【００１５】

【実施例】以下に、本発明による超音波診断装置の一実
施例を図面を参照して説明する。本発明は、被検体に造
影剤を注入し、心筋血流、肝臓実質部、腎臓などの血流
状態から異常部位を同定するためのいわゆる超音波造影
に適用される。なお、ここで用いられる超音波造影剤と
しては、気泡を主成分とする、例えば、ガラクトースを
主成分とするレボビスト（Levovist^TM：シェーリング
社）が用いられるが、反射波の強度を増強させるという
性質を備える限りにおいて他の気泡や材料を主成分とす
る造影剤であっても良い。

【００１６】図１は、第１実施例による超音波診断装置
のブロック図である。この超音波診断装置は、超音波プ
ローブ４と操作パネル１４とが装置本体２１に接続され
た構成を有する。超音波プローブ４は、柄部の先端に振
動子アレイが装着されて構成され、被検体に超音波を送
信すると共に、被検体内からの反射波を受信して電気信
号に変換する。装置本体２１は、被検体に超音波を送信
するために超音波プローブを駆動し、且つ超音波プロー
ブ４が受信した受信信号を処理する。操作パネル１４
は、オペレータからの各種情報を装置本体２１に入力す
るためのマンマシンインタフェースとしての役割を担
う。

【００１７】超音波送信部６は、パルス発生器６Ａ、送
信遅延回路６Ｂ、パルサ６Ｃとからなる。パルス発生器
６Ａからのパルス信号は、所定のチャンネル数に分岐さ
れて送信遅延回路６Ｂに送り込まれ、そこで超音波をビ
ーム状に絞り込み且つこの超音波ビームをスキャンする
ために必要な送信遅延時間をチャンネル毎に与えられた
後、パルサ６Ｃに送り込まれる。パルサ６Ｃは、パルス
信号を受けたタイミングで高周波の高電圧パルスをチャ
ンネル毎に超音波プローブ４に供給する。これにより、
超音波プローブ４から超音波ビームが送信される。

【００１８】パルサ６Ｃは、高電圧パルスの電圧を、電
圧ゼロを含む比較的低い電圧、比較的低い電圧より高い
比較的高い電圧、両電圧の中間的な通常電圧のいずれか
に選択的に変更することが可能に構成されている。この
選択はＣＰＵ１６の制御によりなされ、後述する通常モ
ード時には通常電圧が選択され、後述する造影モード時
には比較的低い電圧または比較的高い電圧が選択され
る。なお、比較的低い電圧がゼロとは、スキャンがなさ
れないことに相当する。高電圧パルスが比較的低い電圧
のとき、超音波ビームは造影剤の崩壊が比較的少ない
が、エコー感度が低く比較的不鮮明なＢモード画像が得
られる比較的低い音圧（比較的低い照射パワー）にな
る。高電圧パルスが比較的高い電圧のとき、超音波ビー
ムは造影剤の崩壊が比較的多いが、エコー感度が良好で
比較的鮮明なＢモード画像が得られる比較的高い音圧
（比較的高い照射パワー）になる。

【００１９】超音波受信部５は、プリアンプ５Ａ、受信
遅延回路５Ｂ、加算器５Ｃとから構成される。超音波プ
ローブ４でからチャンネル毎に出力される受信信号は、
プリアンプ５Ａによって増幅された後、受信遅延回路５
Ｂで送信時とは逆の遅延時間を与えられて、加算器５Ｃ
によって加算される。

【００２０】この加算信号はレシーバ部７で包絡線処理
および対数圧縮などの処理に供され、この後、Ｂモード
ＤＳＣ部８（ディジタルスキャンコンバータ）、メモリ
合成部１０を介して表示部１１に送り込まれ、Ｂモード
画像としてビジュアルに表示される。

【００２１】Ｂモード用フレームメモリ９とパワーモー
ド専用フレームメモリ２２は、ＢモードＤＳＣ部８に接
続される。Ｂモード用フレームメモリ９は、所定フレー
ム分のＢモード画像データを記憶する制限的な容量を有
し、ＢモードＤＳＣ部８からＢモード画像データを受け
取り最新の所定フレーム分のＢモード画像データを記憶
する。パワーモード専用フレームメモリ２２は、所定フ
レーム分のＢモード画像データを記憶する制限的な容量
を有し、後述する造影モード時にＣＰＵ１６の管理下で
次のようなＢモード画像データを記憶する。詳細は後述
するが、造影モード時にはオペレータの操作により、超
音波ビームが比較的低い音圧から比較的高い音圧に切り
替えられる。この切替後、比較的高い音圧の超音波ビー
ムでのスキャンによって、エコー感度の良好なエコー信
号が得られ、このエコー感度の良好なエコー信号に基づ
いてレシーバ部７により鮮明なＢモード画像が次々に生
成される。パワーモード専用フレームメモリ２２には、
比較的高い音圧に切り替えられた後、最初にレシーバ部
７により生成される鮮明なＢモード画像を含む所定フレ
ーム分の鮮明なＢモード画像のデータが記憶される。な
お、パワーモード専用フレームメモリ２２はＢモード用
フレームメモリ９で代用することが可能である。

【００２２】タイミング信号発生器１７は、ＣＰＵ１６
の管理下に置かれ、トリガ信号発生器１８からのトリガ
信号をタイミング信号として送信遅延回路６Ｂに供給す
る。操作パネル１４には、関心領域（ＲＯＩ）の設定な
どを行うためにトラックボール１５Ａ、キーボード１５
Ｂ、マウス１５Ｃ、通常モードと造影モードとを切り替
えるモード切り替えスイッチ１３、造影モード時に超音
波ビームの音圧を比較的低い音圧から比較的高い音圧に
切り替えることをオペレータが指示するためのパワーボ
タン１２が設けられる。ただしこれらモード切り替えス
イッチ１３、パワーボタン１２は、オペレータが超音波
プローブ４を操作しながらでも扱いやすい例えばフット
スイッチとして足元に設置される、または超音波プロー
ブ４の柄部に装備されることが好ましい。

【００２３】次に本実施例の動作を説明する。図２は超
音波の送信音圧の経時的変化を示している。当初、通常
モードが設定されているものとする。通常モードのもと
では、ＣＰＵ１６の制御により、パルサ６Ｃから超音波
プローブ４に印加される高電圧パルスの電圧は通常電圧
に設定され、中間的な音圧の超音波ビームでスキャンが
なされる。

【００２４】次に、時刻ｔ0 で、オペレータによりモー
ド切り替えスイッチ１３が操作される。これにより通常
モードから造影モードに切り替えられる。このとき、Ｃ
ＰＵ１６の制御により、パルサ６Ｃから超音波プローブ
４に印加される高電圧パルスの電圧は比較的低い電圧に
設定される。これにより、比較的低い音圧ＳＰ1 の超音
波ビームでスキャンがなされる。この比較的低い音圧Ｓ
Ｐ1 の超音波ビームでのスキャンは、オペレータがパワ
ーボタン１２を押すまで継続される。比較的低い音圧Ｓ
Ｐ1 の超音波ビームでのスキャンでは、低輝度の比較的
不鮮明なＢモード画像が得られるが、造影剤の崩壊は少
ない。この比較的不鮮明なＢモード画像はスキャンの繰
り返しに応じて繰り返して生成され、動画像として表示
部１１に表示される。

【００２５】そして、時刻ｔ1 で造影剤が被検体に例え
ば静脈から投与される。オペレータは、低輝度の比較的
不鮮明なＢモード画像を観察し、このＢモード画像上で
関心部位に造影剤が流入したことを若干の輝度変化から
判断し、時刻ｔ2 で、パワーボタン１２を押す。これに
より、ＣＰＵ１６の制御により、パルサ６Ｃから超音波
プローブ４に印加される高電圧パルスの電圧は比較的高
い電圧に設定される。これにより、比較的高い音圧ＳＰ
2 の超音波ビームでスキャンがなされる。この比較的高
い音圧ＳＰ2 の超音波ビームでのスキャンはＣＰＵ１６
の制御により所定時間継続される。比較的高い音圧ＳＰ
2 の超音波ビームでのスキャンが終了すると、ＣＰＵ１
６の制御により比較的高い音圧ＳＰ2 の超音波ビームで
のスキャンに自動的に復帰する。

【００２６】パワーモード専用フレームメモリ２２に
は、超音波ビームが比較的低い音圧から比較的高い音圧
に切り替えられた後、比較的高い音圧の超音波ビームで
のスキャンによりレシーバ部７により最初に生成される
造影効果が顕著で且つ組織形態が鮮明なＢモード画像の
データと、比較的高い音圧での２回目のスキャン以降に
生成された所定フレーム分の鮮明なＢモード画像のデー
タとが記憶される。

【００２７】図３（ａ）は、造影剤投与後に比較的低い
音圧によって得られたＢモード画像の表示例であり、中
央部に示した血管が十分輝度増強されていないことが伺
える。十分な増強が得られない原因として、まず超音波
の音圧（送信パワー）が低いため十分な感度がとれない
こと、および造影剤微小気泡の量が少ないことが挙げら
れるが、ここではその両方を想定している。

【００２８】この比較的低い音圧から比較的高い音圧に
変化させた最初のスキャンによる１フレーム分のエコー
信号は、その高い音圧に比例した高い感度で得られる。
これにより、図３（ｂ）のような高輝度の比較的鮮明な
Ｂモード画像が得られる。もちろんこのＢモード画像で
は、造影剤が存在しないあらゆる部位でもその輝度は高
くなると考えられる。しかしながら、比較的高い音圧の
超音波を受けた微小気泡の大部分は崩壊してしまう。こ
のため、比較的高い音圧の変化後、２回目のスキャンま
たは数回目のスキャンで得られるＢモード画像では、図
３（ｃ）に示すように造影剤が存在していた血管の輝度
は減弱してしまう。勿論、造影剤が存在しない部位の輝
度は変化しない。

【００２９】我々の実験で得られた図３（ｂ）の画像で
は、瞬間的であるが造影剤存在部位のエコー輝度が非常
に高いものとなり、図３（ｃ）では低輝度になることが
確認された。パワーモード専用フレームメモリ２２に
は、図３（ｂ）、図３（ｃ）の少なくとも２フレームの
Ｂモード画像データが記憶されている。したがって、パ
ワーモード専用フレームメモリ２２に記憶されている図
３（ｂ）、図３（ｃ）の少なくとも２フレームのＢモー
ド画像を表示画面上で見比べることで、造影剤による染
影部位の同定は容易に可能となる。

【００３０】比較的高い音圧でのスキャンが所定時間継
続された後、再び比較的低い音圧のスキャンに戻る。こ
れにより、造影剤の気泡の崩壊量としては通常音圧また
は比較的高い音圧で定常的にスキャンする場合に比べて
少なく、造影剤の関心領域への再流入を再度、図３
（ｂ）、（ｃ）のＢモード画像として捕らえることも可
能と考えられる。

【００３１】次に表示方法について説明する。パワーモ
ード専用フレームメモリ２２に記録されたＢモード画像
の表示法については、次の（１）〜（４）の方法を選択
可能とする。

【００３２】（１）図３（ｂ）の最初のＢモード画像を
パワーボタン１２が押された直後に静止画で表示し、オ
ペレータの解除操作により動画面に戻る。 （２）図３（ｂ）に相当するＢモード画像をパワーボタ
ン１２が押された直後に静止画で表示し、所定時間表示
後、自動的に動画面に戻る。 （３）図３（ｂ）、（ｃ）に相当する２フレームのＢモ
ード画像をパワーボタン１２が押された後に、静止画と
して１画面に同時表示し、オペレータの解除操作により
動画面に戻る、あるいは所定時間表示後自動的に動画面
に戻る。 （４）パワーボタン１２操作時には静止画表示はせず
に、スキャン停止後にパワーモード専用フレームメモリ
２２から全てのＢモード画像をまとめて呼び出し、１枚
ずつ切り替えながら、あるいは複数フレームのＢモード
画像を１画面に同時に一覧表示させる。

【００３３】このように本実施例では、パワーモード専
用フレームメモリ２２には、超音波ビームが比較的低い
音圧から比較的高い音圧に切り替えられた後、比較的高
い音圧の超音波ビームでのスキャンによりレシーバ部７
により最初に生成される造影効果が顕著で且つ組織形態
が鮮明なＢモード画像のデータが記憶される。したがっ
て、造影剤が瞬時に消失する場合でも、造影効果が顕著
で且つ組織形態が鮮明なＢモード画像をオペレータは観
察できる。なお、比較的高い音圧に切り替える以前は、
比較的低い音圧であり、Ｂモード画像は比較的不鮮明で
あるが、この画像は単に造影剤の流入を確認するためで
あるので、比較的不鮮明でも問題はない。しかも、比較
的高い音圧に切り替えるまでは、比較的低い音圧である
ので、造影剤を最大限残留させることができる。

【００３４】また、パワーモード専用フレームメモリ２
２には、この最初のＢモード画像のデータの他に、比較
的高い音圧での２回目のスキャン以降に生成された所定
フレーム分の鮮明なＢモード画像のデータが記憶されて
いる。これらのＢモード画像には、造影剤が十分崩壊し
ているものも含まれる。したがって、造影効果が良好な
最初のＢモード画像と、造影剤が十分崩壊しているＢモ
ード画像とを比較観察することにより、造影剤による染
影部位を容易に同定できるようになる。

【００３５】さらに、本実施例では体内で持続性・耐圧
性のある気泡を使用する必要がなく、したがって侵襲性
の問題をより軽減させることができる。

【００３６】なお、上述の説明では、造影剤の関心部位
への流入をオペレータが比較的低い音圧によるＢモード
画像の目視確認により行っていたが、トラックボール１
５Ａやマウス１５Ｃを使って画像上に指定した関心部位
の信号輝度レベルの変化をモニタリングすることにより
自動化してもよい。

【００３７】また、図２の比較的低い音圧でのスキャン
の継続時間△ｔ1 と、比較的高い音圧でのスキャンの継
続時間△ｔ2 と、繰り返し回数とをオペレータにより事
前に設定しておき、比較的低い音圧でのスキャンを時間
△ｔ1 継続させた後、比較的高い音圧でのスキャンを時
間△ｔ2 継続させるサイクルを、設定した繰り返し回数
だけ自動的に繰り返すようにしてもよい。

【００３８】また、超音波ビームの音圧状態、つまり比
較的低い音圧であるのか、比較的高い音圧であるのかを
示す情報をＣＰＵ１６からメモリ合成部１０に与え、表
示部１１に表示するようにしてもよい。

【００３９】また、超音波の出力レベルを変化させるの
に、上述では音圧レベルを変化させることとして説明し
たが、音圧レベルに代えて又は音圧レベルと共に送信波
数を変化させることが考えられる。

【００４０】また、造影モード中に、音圧を変化させる
代わりに、超音波ビームの基本周波数を、第１の周波数
から第２の周波数に切り替えてもよい。これは、高周波
の高電圧パルスの周波数を変化できるパルサ、つまり共
振回路のコンデンサが可変コンデンサであるパルサに、
パルサ６Ｃを置換することにより容易に実現できる。第
１の周波数の超音波ビームでスキャンしているとき、第
１の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は
序々に崩壊していく。しかし、このとき、第２の周波数
と同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は残存又はあ
まり崩壊しない。つまり、超音波ビームの基本周波数が
第１の周波数から第２の周波数に切り替えられたとき、
第２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤によって
造影効果が生起する。しかも、超音波ビームの基本周波
数が第１の周波数から第２の周波数に切り替えられた
後、画像生成手段により最初に生成されるＢモード画像
は、第２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤が崩
壊していない状態で得たものものであるので、造影効果
が最も顕著に現れる。最初に生成されるＢモード画像は
記憶されているので、オペレータは任意の時期に静止画
として表示して、精度の良い診断を行い得る。

【００４１】次に第２実施例について説明する。図４に
本実施例の主要部のブロック図を示す。図５に差分演算
回路２２での差分処理の説明図である。差分演算回路２
２には、パワーモード専用フレームメモリ２２から、図
３（ｂ）に示した比較的高い音圧に切り替え後、最初に
得られる造影効果が良好なＢモード画像Ｉ1 のデータ
と、それから１フレームまたは所定フレーム後に得られ
る造影剤が十分崩壊している図３（ｃ）に示したＢモー
ド画像Ｉ2 のデータとが取り込まれる。図５に示すよう
に、差分演算回路２２は、これら両Ｂモード画像Ｉ1 、
Ｉ2 を差分し、差分画像Ｉs を生成する。

【００４２】差分演算回路２２で生成された差分画像Ｉ
s は、パワーボタン１２操作後、静止画として表示部１
１に表示される。オペレータによる解除操作により、動
画像に再び戻る。または、差分画像Ｉs が静止画を所定
時間表示された後、自動的に動画面に戻る。または、ス
キャン終了後にパワーモード専用フレームメモリ２２よ
りデータを呼び出して、差分画像を作成しても良い。こ
の場合、パワーモード専用フレームメモリ２２に記憶さ
れている複数フレームのＢモード画像を１枚ずつまたは
１画面内に一覧表示して、差分すべき２枚のＢモード画
像をオペレータが指定するようにしてもよい。

【００４３】これら２つのＢモード画像間の時間差は、
数フレーム分、つまり時間に換算して約１／２０〜１／
１０秒程度であるので、臓器の脈動あるいはプローブ４
の動きなどの影響をほとんど受けない。したがって、こ
れら２フレームの画像の差分画像には、造影剤に起因し
たエコーのみ表示することが可能となる。

【００４４】このように本実施例は、超音波造影剤の微
小気泡が消失又は十分崩壊することを積極的に利用し
て、消失前後のＢモード画像間で差分をとることで造影
剤によるエコー以外の信号成分を除去できるので、造影
剤存在部位すなわち血流のみを抽出し、血流動態につい
ての診断を容易せしめることができる。

【００４５】次に第３実施例について説明する。本実施
例による超音波診断装置は、第１実施例の超音波診断装
置にハーモニック・エコー法を採用することにより、造
影効果をさらに増強するものである。

【００４６】ここで、ハーモニック・エコー法について
簡単に説明する。図７（ａ）に示すように、通常の生体
組織(tissue)に対しての反射波は、送信波と同じ周波数
成分を有する。しかし、図７（ｂ）に示すように、微小
気泡は非線形挙動を起こすため、反射波には送信波には
含まれない高調波成分を有する。このようにして得られ
たハーモニクス成分（高調波成分）を含むエコー信号に
対して、図８に示すように、送信波の基本周波数成分の
信号をフィルタで除去すれば、ハーモニクス成分すなわ
ち造影剤による増強成分のみを映像化することが可能と
ある。

【００４７】心筋を診断部位とした場合の臨床的なハー
モニック・エコー法の作用を図９（ａ），（ｂ）を参照
して説明する。心筋のような組織部位においては、通常
のエコー信号では図９（ａ）のようにエコー散乱が大き
く造影剤投与によってもその中の微小血流動態の特定が
輝度増強としても顕在しない。一方ハーモニックエコー
信号では図９（ｂ）のように、造影剤投与前にその散乱
輝度を下げることで造影剤を含む血流信号が検出でき、
心筋内の血流同定が可能となることが特徴である。

【００４８】図６に本実施例による超音波診断装置のブ
ロック図を示す。なお、図１と同じ部分には同符号を付
して説明は省略する。上述したハーモニック・エコー法
を実現させるためには狭帯域な周波数特性を有する、好
ましくは単一周波数を有する超音波でスキャンする必要
がある。このため、パルサ６Ｃに代えて正弦波で振動す
る電圧をプローブ４に印加する正弦波駆動用パルサ５２
が装備される。また加算器５Ｃからのエコー信号は、図
８に示すように非線形波用ＢＰＦ（帯域通過フィルタ）
５１Ｂによりその基本波成分がカットオフされ、高調波
成分（ハーモニック成分）のみがレシーバ部７に送ら
れ、造影剤が存在しない部分の輝度が、造影剤が存在す
る部分の輝度より顕著に低下するハーモニック・エコー
法によるＢモード画像、つまり造影剤が存在する部分だ
けを抽出したような第２実施例の差分画像に類似するＢ
モード画像が作成される。

【００４９】なお、ここでは、スイッチ５２により非線
形波用ＢＰＦ５１Ｂを、ハーモニック成分と基本波成分
とを通過させる基本波用ＢＰＦ５１Ａに切り換え可能に
構成されている。

【００５０】この実施例における動作は、第１実施例で
説明した動作と同様であり、ただし非線形波用ＢＰＦ５
１Ｂによりエコー信号から基本波成分がカットオフさ
れ、高調波成分のみでＢモード画像が生成される点のみ
相違する。要するに、高調波成分のみで生成されたＢモ
ード画像は、造影剤が存在する部分だけを抽出したＢモ
ード画像に類似したものであり、このＢモード画像と第
１実施例で得られた最初のＢモード画像とを併用するこ
とにより、生体組織内の微小血流動態の観測をより高精
度で行い得る。

【００５１】さらに、本実施例の正弦波駆動パルサ５２
は、通常のパルサと比較して狭帯域な周波数特性を有す
る。微小気泡の物理挙動を考慮すると、共振によって大
振幅を引き起こされる気泡の大きさの範囲はより小さく
なると考えられる。このことは、微小気泡を選択的に消
去することが可能であることを意味し、例えば正弦波駆
動パルサの周波数を不連続的に変化させることは、本発
明の低パワ照射から高パワ照射に切り換えた場合と同様
な映像が得られると思われる。よってパワボタン１２を
操作することによってパルサの周波数を変化させ、その
直後の１フレームもしくは数フレーム画像を記録しても
よい。

【００５２】次に、第４実施例について説明する。図１
０に本実施例による超音波診断装置のブロック図を示
す。なお、図１と同じ部分には同符号を付して説明は省
略する。ここでは、心電信号を計測するＥＣＧ（electr
o cardiogram）１と、その増幅器２及び参照データメモ
リ３が図１の構成に追加される。この参照データはメモ
リ合成部１０を経て表示画面に心電図として表示され
る。ＥＣＧ１を用いれば心電に同期した時相（例えば拡
張末期の画像）のみを断続的に表示することが可能であ
る。この心電同期を採用することで、造影モード時に、
特定の時相で比較的低い音圧から比較的高い音圧に繰り
返し切り替えて、特定の時相に関する造影効果が顕著な
Ｂモード画像（最初のＢモード画像）を断続的に得、そ
れらをパワーモード専用フレームメモリ２２に順次記憶
させることができる。この場合、繰り返し行うために画
像記録後は自動的に比較的低い音圧に復帰させるあるい
はスキャンを中断する。また、比較的高い音圧に切り替
える間隔をオペレータが予め指定しておくことで、ＣＰ
Ｕ１６の命令により任意の心拍数毎にこれを行うことが
可能となる。

【００５３】本発明は上述した実施例に限定されること
なく種々変形して実施可能である。

【００５４】

【発明の効果】請求項１の発明によれば、記憶手段に
は、超音波ビームの音圧が比較的低い音圧から比較的高
い音圧に切り替えられた後、画像生成手段により最初に
生成されるＢモード画像のデータが記憶される。造影剤
は超音波の照射により序々に崩壊していくが、比較的低
い音圧ではその崩壊の進行は遅く、音圧切り替えの時ま
での崩壊量は少ない。つまり、超音波ビームの音圧が比
較的低い音圧から比較的高い音圧に切り替えられた時に
残存している造影剤は比較的多いと考えられる。したが
って、切り替えたとき、良好な造影効果でＢモード画像
を得ることができる。しかも、比較的高い音圧を造影剤
に照射すると、この造影剤は瞬時に消失してしまう可能
性があるが、少なくとも切り替え後、画像生成手段によ
り最初に生成されるＢモード画像には造影効果が十分維
持されている。換言すると、切り替え後、造影効果が最
も顕著に現れているのが、この最初に生成されるＢモー
ド画像である。この最初に生成されるＢモード画像は記
憶されているので、オペレータは任意の時期に静止画と
して表示して、精度の良い診断を行い得る。しかも、こ
の最初に生成されるＢモード画像は、比較的高い音圧の
スキャンで得られたものであるので、組織形態も鮮明で
あり、したがって診断精度は高い。また、体内で持続性
・耐圧性のある気泡を使用する必要がなく、したがって
侵襲性の問題をより軽減させることができる。

【００５５】請求項１１の発明によれば、記憶手段に
は、超音波ビームの基本周波数が第１の周波数から第２
の周波数に切り替えられた後、画像生成手段により最初
に生成されるＢモード画像のデータが記憶される。第１
の周波数の超音波ビームでスキャンしているとき、第１
の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は序
々に崩壊していく。しかし、このとき、第２の周波数と
同じ共振周波数を有する造影剤（気泡）は残存又はあま
り崩壊しない。つまり、超音波ビームの基本周波数が第
１の周波数から第２の周波数に切り替えられたとき、第
２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤によって造
影効果が生起する。しかも、超音波ビームの基本周波数
が第１の周波数から第２の周波数に切り替えられた後、
画像生成手段により最初に生成されるＢモード画像は、
第２の周波数と同じ共振周波数を有する造影剤が崩壊し
ていない状態で得たものものであるので、造影効果が最
も顕著に現れる。最初に生成されるＢモード画像は記憶
されているので、オペレータは任意の時期に静止画とし
て表示して、精度の良い診断を行い得る。また、体内で
持続性・耐圧性のある気泡を使用する必要がなく、した
がって侵襲性の問題をより軽減させることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１実施例による超音波診断装置のブロック
図。

【図２】第１実施例による音圧の経時的変化を示す図。

【図３】比較的低い音圧で得られるＢモード画像、比較
的高い音圧に切り替えて最初に得られるＢモード画像、
造影剤が十分崩壊した後に得られるＢモード画像の一例
を示す図。

【図４】第２実施例による超音波診断装置の主要部のブ
ロック図。

【図５】図４の差分演算回路による差分処理の説明図。

【図６】第３実施例による超音波診断装置のブロック
図。

【図７】超音波の組織反射特性と気泡反射特性の相違に
関する説明図。

【図８】図７の非線形波用ＢＰＦによるフィルタ特性を
示す図。

【図９】ハーモニック・エコー法の優位性の説明図。

【図１０】第４実施例による超音波診断装置のブロック
図。

【符号の説明】

４…超音波プローブ、 ５…超音波受
信部、５Ａ…プリアンプ、 ５Ｂ…
受信遅延回路、５Ｃ…加算器、
６…超音波送信部、６Ａ…パルス発生器、
６Ｂ…送信遅延回路、６Ｃ…パルサ、
７…レシーバ部、８…ＢモードＤＳＣ
部、 ９…フレームメモリ、１０…メモ
リ合成部、 １１…表示部、１２…パ
ワーボタン、 １３…モード切替えス
イッチ、１４…操作パネル、 １５
Ａ…トラックボール、１５Ｂ…キーボード、
１５Ｃ…マウス、１６…ＣＰＵ、
１７…タイミング信号発生器、１８…トリ
ガ信号発生器、 １９…ＣＦＭユニット、
２２…パワーモード専用フレームメモリ。

Claims (11)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波ビームで走査して超音波エコー信
   号を得る走査手段と、 前記超音波エコー信号に基づきＢモード画像を生成する
   画像生成手段と、 前記Ｂモード画像を表示する手段と、 前記超音波ビームの音圧を比較的低い音圧から比較的高
   い音圧に切り替える切替手段と、 前記切替手段により前記超音波ビームの音圧が前記比較
   的高い音圧に切り替えられた後、前記画像生成手段によ
   り最初に生成されるＢモード画像のデータを記憶する記
   憶手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 前記切替手段は超音波ビームの音圧の切
   り替えをマニュアルで指示するための入力手段を含むこ
   とを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 【請求項３】 前記切替手段は前記超音波ビームの音圧
   を前記比較的高い音圧で所定期間継続させた後、前記超
   音波ビームの音圧を前記比較的低い音圧に復帰させるこ
   とを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
4. 【請求項４】 前記切替手段は第１の期間と第２の期間
   各々をマニュアルで設定するための入力手段を含み、前
   記超音波ビームの音圧を前記比較的低い音圧で前記第１
   の期間継続させた後、前記超音波ビームの音圧を前記比
   較的高い音圧で前記第２の期間継続させるサイクルを繰
   り返すことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装
   置。
5. 【請求項５】 前記切替手段は心電波形と同期して前記
   比較的低い音圧と前記比較的高い音圧との切り替えを繰
   り返し、前記記憶手段は前記切替手段により前記超音波
   ビームの音圧が前記比較的低い音圧から前記比較的高い
   音圧へ切り替えられる毎に前記画像生成手段により最初
   に生成されるＢモード画像のデータを順次記憶すること
   を特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
6. 【請求項６】 前記表示手段は前記最初に生成されるＢ
   モード画像を静止画として表示することを特徴とする請
   求項１又は請求項４記載の超音波診断装置。
7. 【請求項７】 前記記憶手段は前記超音波ビームの音圧
   が前記比較的高いときに前記画像生成手段により生成さ
   れる前記最初のＢモード画像を含む複数フレーム分のＢ
   モード画像のデータを記憶し、前記表示手段は前記記憶
   手段に記憶されている前記複数フレーム分のＢモード画
   像を１フレームずつ順番に又は１画面に同時表示するこ
   とを特徴とする請求項１、請求項４、請求項６のいずれ
   か一項記載の超音波診断装置。
8. 【請求項８】 前記記憶手段に記憶されている２フレー
   ムのＢモード画像を差分して差分画像を得る手段をさら
   に備え、前記表示手段は前記差分画像を表示することを
   特徴とする請求項７記載の超音波診断装置。
9. 【請求項９】 前記画像生成手段は、ハーモニック・イ
   メージング法に従って前記超音波エコー信号に含まれる
   高調波成分のみを検出し、前記高調波成分に基づいてＢ
   モード画像を生成することを特徴とする請求項１乃至請
   求項８のいずれか一項記載の超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 前記超音波ビームの音圧状態を表す情
    報を表示する手段をさらに備えることを特徴とする請求
    項１、請求項４、請求項６、請求項７、請求項８、請求
    項９のいずれか一項記載の超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 超音波ビームで走査して超音波エコー
    信号を得る走査手段と、 前記超音波エコー信号に基づきＢモード画像を生成する
    画像生成手段と、 前記Ｂモード画像を表示する手段と、 前記超音波ビームの基本周波数を第１の周波数から第２
    の周波数に切り替える切替手段と、 前記切替手段により前記超音波ビームの基本周波数が前
    記第１の周波数から前記第２の周波数に切り替えられた
    後、前記画像生成手段により最初に生成されるＢモード
    画像のデータを記憶する記憶手段とを具備することを特
    徴とする超音波診断装置。