JP4685458B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に係り、特に、超音波造影剤を用いることによって生体内の血流情報を高精度で観測することを可能とする超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生した超音波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる反射波を前記超音波プローブによって受信してモニタ上に表示するものである。

超音波診断法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像が容易に観測できるため、心臓などの機能検査や各種臓器の形態診断に広く用いられている。又、Ｘ線診断装置やＸ線ＣＴ装置による診断法に見られるような被曝が無いため、心臓、腹部、乳腺、泌尿器に対する診断のみならず、産科領域の胎児診断においても繰り返し用いることができ、更に、装置が小型ゆえにベッドサイドでの使用が可能である等多くの利点を有している。

この超音波診断法において、近年、静脈から投与可能な超音波造影剤が開発され、この超音波造影剤は、動脈より注入されていた従来の造影剤より侵襲度が低く取り扱いも容易なため臨床の場で徐々に普及し始めている。

新たに開発された超音波造影剤は、例えば、空気や不活性ガスを糖質や脂質などで覆って形成した微小なマイクロバブルを有し、このマイクロバブルの音響インピーダンスは生体組織の音響インピーダンスに対して著しく異なるため、高感度の反射波を得ることができる。このため、静脈に注入された超音波造影剤が血液と共に肺や心臓左室を経由し観測部位の毛細血管や生体組織内に到達した時点で超音波を送受信することによって、超音波造影剤からの受信信号を高感度で得ることができる。そして、得られた受信信号に基づいて画像データを生成することにより臨床的に有効な血流情報を高精度で観測することが可能となる。

特に、この方法では、超音波造影剤からの反射波の大きさに基づいて画像データを生成しているため、従来、ドプラ信号の検出によって血流情報を画像化していたカラードプラ法では検出が困難であった流速の極めて遅い組織内還流血液（パフュージョン）や停滞した血液等の観測が容易となった。このような利点を有する超音波造影剤を用いた新しい診断法は、例えば、腫瘍の存在診断や鑑別診断、治療効果の判定、虚血性心疾患における冠状動脈狭窄のグレード診断、更には、心筋のバイアビリティ判定等に広く利用されている。

上述の超音波造影剤を用いた診断法は、現在２つの方法に分類することができる。第１の方法は、マイクロバブルを破砕しない程度の小さな音圧の超音波を送信（以下では、低音圧送信と呼ぶ。）し、この超音波のマイクロバブルへの照射による共振によって発生する超音波信号を受信して画像データを生成する方法である。

この方法では、先ず観測部位に対して大きな音圧の超音波を照射（以下では、高音圧照射と呼ぶ。）することにより、還流していたマイクロバブルを破砕して一旦消滅（リセット）させる。次いで、前記観測部位に血液と共に新たに流入（再還流）してくるマイクロバブルに対して低音圧送信を所定間隔で複数回繰り返して複数枚の画像データを生成する。このような方法によれば、マイクロバブル消滅後の観測部位において徐々に再還流される新たなマイクロバブルを連続的に観測することが可能となり、例えば、血管系の観測、末梢血管系に対する流入血流の観測、更には、組織内血流であるパフュージョンの観測を順次行なうことができる。尚、以下では、高音圧照射の超音波走査（以下では、走査と呼ぶ。）によってマイクロバブルが破砕されてから低音圧送信の走査によって再還流されたマイクロバブルの画像データが生成されるまでの時間を再還流経過時間と呼ぶ。

一方、第２の方法は、マイクロバブルを破砕する程度の強い超音波を送信（以下では、高音圧送信と呼ぶ。）し、破砕時に発生する強い超音波信号を受信して画像データを生成する方法である（例えば、特許文献１参照。）。この方法によれば、音響パワーの大きな超音波送受信によって画像データが生成されるため血流情報を高感度で得ることが可能となる。しかしながら、高音圧送信の度にマイクロバブルは破砕されるため、再還流の状態を連続して観測するには走査の時間間隔を順次変更しながら高音圧送信による走査を複数回繰り返し、これらの高音圧送信の走査によって得られたマイクロバブルの画像データを時系列に合成して表示する方法が行なわれている。尚、この場合も、高音圧送信の走査によってマイクロバブルが破砕されてから次の高音圧送信の走査によって再還流されたマイクロバブルの画像データが生成されるまでの時間を再還流経過時間と呼び、前記高音圧送信による走査は異なる再還流経過時間において複数回行なわれる。

そして、何れの方法においても、低音圧送信あるいは高音圧送信によりマイクロバブルから発生する非線型成分（高調波成分）をフィルタリング処理することによって生体組織からの反射波を排除しマイクロバブルからの反射波を効率よく受信する方法がとられている。

尚、上述の第１の方法における高音圧照射は、観測部位に新たに流入してくるマイクロバブルを選択的に観測するために既に同一部位に存在しているマイクロバブルを消滅させることを目的としており、第２の方法における高音圧送信は、マイクロバブルからの超音波信号を高感度で受信することを主なる目的としている。
特開平８−２８０６７４号公報

ところで、心臓のように拍動性の動きが著しい観測部位に対し上述の造影剤を用いた超音波診断を行なう場合には、被検体から得られる心拍情報に基づいて所望の心拍時相における画像データを心拍周期間隔で複数枚生成し、これらの画像データを時系列的に表示することによって生体組織における還流血液の観測が行なわれる。そして、前記心拍時相として、臓器の拍動性移動が最も少ない拡張末期あるいは収縮末期が選択される。

このような場合に上述の第１の方法を適用した場合、画像データを生成するための低音圧送信は心拍時相に同期させる必要があるため、１心拍周期に１枚の画像データが生成されることになり、比較的変化の速い血流情報を観測する場合には必ずしも十分な時間分解能を確保することができない。

一方、上述の第２の方法によれば、医師や検査技師（以下では、操作者と呼ぶ。）は、高音圧送信の走査による画像データの生成とマイクロバブルの破砕を所定時間間隔で複数回繰り返すことによって被検体に注入した超音波造影剤の再還流状態を超音波画像上で観測し、高音圧送信による走査の時間間隔、即ち再還流経過時間を調整する。但し、この場合の再還流経過時間は心拍周期の整数倍に設定される。

この場合、血管拡張や心筋収縮を亢進させるための薬剤を投与することによって心臓に薬物負荷をかけ、負荷前後あるいは負荷下において造影剤の染影輝度を観測する方法が行なわれるが、被検体に対する負担や侵襲度を考慮すれば造影剤による超音波診断は速やかに行なう必要がある。このため、操作者は、上述の再還流経過時間を連続的に増加あるいは減少させることは行なわず、表示部のモニタに表示される再還流状態を観測しながら再還流経過時間を臨機応変に設定あるいは更新する場合が多い。

このような手順によって収集された一連の画像データは、従来、収集された順番で時系列的に表示する方法がとられてきたため、実際に行なわれている再還流の様子を画像上で再現することが不可能となり、操作者は、時系列的に表示される画像データを脳裏で再構築する必要があった。このため、診断精度と診断効率が大幅に低下するとともに、操作者の豊富な経験が要求された。

本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、超音波造影剤を注入した被検体に対して心拍同期法による血流情報の収集を行なう際、所定心拍時相において時系列的に得られる画像データを再還流経過時間に基づいて再配列して表示することにより、正確な血流情報の表示を可能とする超音波診断装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の超音波診断装置は、超音波造影剤を投与した被検体に対し超音波の送受信を行なう超音波振動子を有した超音波プローブと、前記超音波振動子を駆動し前記超音波造影剤を破砕する程度の音圧を有する第１の超音波の送信と前記超音波造影剤を実質的に破砕しない程度の音圧を有する第２の超音波の送信を行なう送信手段と、前記第２の超音波の送信によって得られた前記被検体からの反射信号を受信する受信手段と、前記第１の超音波及び前記第２の超音波の送受信方向を制御し前記被検体の撮影対象部位を走査する走査手段と、前記送受信方向を変更しながら前記受信手段によって得られた前記第２の超音波の受信信号に基づいて画像データを生成する画像データ生成手段と、前記撮影対象部位に対し前記第１の超音波による走査とこの第１の超音波による走査に後続する複数回の前記第２の超音波による走査を繰り返す制御手段と、前記第２の超音波の走査によって得られた画像データを前記第１の超音波による走査から前記第２の超音波による走査までの時間情報と関連付けて保存する画像データ記憶手段と、この画像データ記憶手段に保存された複数枚の前記画像データを前記時間情報に基づいて表示する表示手段を備え、前記制御手段は、繰り返し行なわれる前記第１の超音波による走査の各々に後続する前記第２の超音波による走査のタイミングを前記被検体の所定心拍時相に対応させて設定し、前記第１の超音波による走査のタイミングを前記所定心拍時相に対して夫々異なるように設定することを特徴としている。

本発明によれば、超音波造影剤を注入した被検体に対して心拍同期法による血流情報の収集を行なう際、所定心拍時相において時系列的に得られる画像データを再還流経過時間に基づいて表示することができるため、血流情報の正確な表示が可能となる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

以下に示す本発明の第１の実施例の特徴は、観測部位に残存している超音波造影剤を高音圧照射の走査によって破砕した後、ＥＣＧ信号の拡張末期における画像データを低音圧送信の走査によって生成する上述の第１の方法において、前記高音圧照射の走査をＥＣＧ信号の異なる複数の時相において行ない、各々の高音圧照射の走査に後続した心拍周期間隔の低音圧送信の走査によって得られた複数枚の画像データを、高音圧照射の走査から低音圧送信の走査までの時間差、即ち、再還流経過時間に基づいて再配列して表示することにある。

（装置の構成）
本実施例における超音波診断装置の構成につき図１乃至図３を用いて説明する。尚、図１は、超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。

図１に示した本実施例の超音波診断装置１００は、被検体に対して照射用あるいは送信用の超音波パルスを照射／送信すると共に、超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する超音波プローブ１と、被検体の所定方向に対して超音波パルスを照射／送信するための駆動信号を超音波プローブ１に供給する送信部２と、超音波プローブ１から得られた複数チャンネルの受信信号を整相加算する受信部３と、整相加算後の受信信号から高調波成分を抽出してＢモードデータを生成する信号処理部４と、走査方向単位で得られるＢモードデータを順次保存して画像データを生成すると共に、得られた画像データに対し必要に応じて所望の画像処理を行なう画像データ記憶・処理部５を備えている。

又、超音波診断装置１００は、画像データ記憶・処理部５において生成された所定心拍時相（拡張末期）における複数枚の画像データを後述する再還流経過時間情報に基づいて再配列する画像データ再配列部６と、高音圧照射及び低音圧送信において送信部２から超音波プローブ１に供給される駆動信号の駆動電圧を制御する音響出力制御部７と、再還流経過時間を計測する再還流経過時間計測部８と、前記画像データ再配列部６によって再配列された画像データの各々に対し走査変換やテレビフォーマット変換を行ない時系列的に表示する表示部９を備え、更に、被検体情報の入力、画像データ生成条件の初期設定及び更新、更には、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部１１と、被検体の心拍情報（ＥＣＧ信号）を収集するための心拍情報収集部１２と、上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１３を備えている。

超音波プローブ１は、図示しない１次元あるいは２次元に配列された複数個（Ｍ個）の超音波振動子を先端部分に有し、この先端部分を被検体に接触させて超音波の送受信を行なう。又、超音波プローブ１の超音波振動子の各々は、図示しないＭチャンネルの多芯ケーブルを介して送信部２及び受信部３に接続されている。超音波振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルスに変換し、又受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気的な受信信号に変換する機能を有している。

この超音波プローブ１には、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、操作者は診断部位に応じて任意に選択することが可能であるが、本実施例では、Ｍ本の超音波振動子が１次元配列されているセクタ走査用の超音波プローブを用いた場合について述べる。

次に、送信部２は、レートパルス発生器２１と、送信遅延回路２２と、駆動回路２３を備えている。レートパルス発生器２１は、高音圧照射の繰り返し周期あるいは低音圧送信の繰り返し周期を決定するレートパルスを生成して送信遅延回路２２に供給する。

次に、送信遅延回路２２は、送信に使用される超音波振動子と同数のＭチャンネルの独立な遅延回路から構成され、超音波パルスを所定の深さに集束するための集束用遅延時間と、超音波パルスを所定の方向に送信するための偏向用遅延時間を上記レートパルスに与え、このレートパルスを駆動回路２３に供給する。

一方、駆動回路２３は、送信遅延回路２２と同数のＭチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ１に内蔵された超音波振動子を駆動し、被検体内に高音圧照射用の超音波パルスと低音圧送信用の超音波パルスを放射する。このＭチャンネルの駆動回路２３の各々は、後述する音響出力制御部７によって設定された高音圧照射時の駆動電圧ＶＲと低音圧送信時の駆動電圧ＶＬに基づいて駆動信号を生成し超音波プローブ１の超音波振動子に供給する。

次に、受信部３は、Ｍチャンネルのプリアンプ３１及び受信遅延回路３２と、加算器３３を備えている。プリアンプ３１は、超音波振動子によって電気信号（受信信号）に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。又、受信遅延回路３２は、細い受信ビーム幅を得るために所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と、所定方向からの受信超音波に対して強い受信指向性を設定するための遅延時間をプリアンプ３１の出力に与え、次いで、所定の遅延時間が与えられた受信遅延回路３２のＭチャンネル出力は加算器３３に供給されて整相加算（前記所定方向からの受信信号に対し位相合わせして加算）される。

次に、信号処理部４は、フィルタ回路４１と包絡線検波器４２と、対数変換器４３と、Ａ／Ｄ変換器４４を備えている。

図２は、受信部３から信号処理部４に供給される受信信号の周波数スペクトラムを示したものであり、図２（ａ）は、低音圧送信における中心周波数ｆｏの超音波パルスの周波数スペクトラム１５１を、又、図２（ｂ）は、上述の超音波パルスが生体組織に照射された場合の受信信号に含まれる中心周波数ｆｏの基本波成分１５２及び中心周波数２ｆｏの２倍高調波成分１５３とマイクロバブルに照射された場合の受信信号に含まれる周波数成分１５４を示している。

図２（ｂ）に示すように、マイクロバブルからの受信信号は広帯域な成分を有しており、従って、マイクロバブルの信号成分のみを得るためには生体組織の信号成分が比較的少ない１．５倍高調波成分をフィルタ処理によって抽出することが望ましい。このとき用いられる中心周波数１．５ｆ０の帯域通過フィルタ特性を太実線１５５によって示す。

即ち、受信部３の加算器３３から出力された受信信号は、信号処理部４のフィルタ回路４１において、例えば１．５倍高調波成分が抽出され、抽出された受信信号の高調波成分は、包絡線検波器４２にて包絡線検波された後対数変換器４３において信号振幅が対数変換されて弱い信号が相対的に強調される。そして、Ａ／Ｄ変換器４４は、対数変換器４３の出力信号をデジタル信号に変換してＢモードデータを生成する。

次に、画像データ記憶・処理部５は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、被検体の複数方向に対して超音波送受信（走査）を行なう。そして、このとき得られる受信信号に基づいて信号処理部４が生成した走査方向単位のＢモードデータは前記記憶回路に順次保存されて画像データが生成される。このような画像データは、被検体の拡張末期における低音圧送信の走査によって時系列的に生成され、このとき得られた画像データの各々には再還流経過時間計測部８から供給される再還流経過時間が付帯情報として付加される。又、前記演算回路は、生成された画像データに対し必要に応じて輪郭強調や階調補正、更にはフレーム相関等の画像処理を行ない、処理後の画像データを前記記憶回路に再度保存する。

一方、画像データ再配列部６も図示しない演算回路と記憶回路を備え、前記演算回路は、画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存された一連の画像データを読み出し、これらの画像データをその付帯情報である再還流経過時間の情報に基づいて再配列する。そして、再配列した画像データを前記記憶回路に保存する。

次に、音響出力制御部７は、心拍情報収集部１２から供給されるＥＣＧ信号に基づいてシステム制御部１３が設定する高音圧照射用トリガ信号と低音圧送信用トリガ信号を受信し、送信部２の駆動回路２３における高音圧照射用駆動電圧ＶＲと低音圧送信用駆動電圧ＶＬを設定する。尚、上記の高音圧照射用トリガ信号及び低音圧送信用トリガ信号は高音圧照射による走査及び低音圧送信による走査を開始するためトリガ信号を意味している。

又、再還流経過時間計測部８は、システム制御部１３から供給される高音圧照射用トリガ信号と低音圧送信用トリガ信号に基づいて、再還流経過時間を計測する。具体的には、観測部位に残留したマイクロバブルを消滅するための高音圧照射用トリガ信号と、画像データの生成を目的として高音圧照射に後続して供給される複数の低音圧送信用トリガ信号との時間間隔を再還流経過時間として計測する。

図３を用いて高音圧照射用トリガ信号及び低音圧送信用トリガ信号と再還流経過時間の関係を説明する。図３（ａ）は、ＥＣＧ信号のＲ波、図３（ｂ）は、高音圧照射用トリガ信号Ｐ０と低音圧送信用トリガ信号Ａ０１、Ａ０２、Ａ０３・・・・であり、低音圧送信用の各トリガ信号はＥＣＧ信号の拡張末期に対応し、高音圧照射用トリガ信号は低音圧送信用の最初のトリガ信号Ａ１より時間τ０１だけ先行する場合について示している。一方、図３（ｃ）は、再還流経過時間を、図３（ｄ）は、再還流によって観測部位に蓄積された造影剤の濃度を示している。即ち、再還流経過時間計測部８は、システム制御部１３から供給される高音圧照射用トリガ信号と低音圧送信用トリガ信号（図３（ｂ））に基づいて再還流経過時間τ０１、τ０２、τ０３、・・・・を計測する（図３（ｃ））。

図１に戻って、超音波診断装置１００の表示部９は、表示用画像データ生成回路９１と、変換回路９２と、モニタ９３を備え、表示用画像データ生成回路９１は、画像データ再配列部６において再配列された画像データに対し所定の表示形態に対応した走査変換等の処理を行なって表示用画像データを生成し、変換回路９２は、前記表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なってモニタ９３に表示する。尚、表示用画像データ生成回路９１は、システム制御部１３を介して入力部１１から供給されるループ表示範囲の情報に基づいて再配列された前記画像データの中から所望範囲の画像データを選択し、モニタ９３に繰り返し表示（ループ表示）する機能を有している。

一方、入力部１１は、操作パネル上に液晶表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス等の入力デバイスを備え、操作者は、入力部１１より被検体情報の入力、画像表示モードの選択、画像データを生成する心拍時相の設定、高音圧照射用トリガ信号Ｐ０と低音圧送信用トリガ信号Ａ０１との時間差τ０１の設定、高音圧照射による走査の間隔（Ｐ−Ｐ）における低音圧送信の走査回数（Ｈ）の設定、再配列後の画像データ群に対するループ表示範囲の設定、ループ表示に要する高音圧照射の走査回数（Ｊ）、高音圧照射用駆動電圧ＶＲ及び低音圧送信用駆動電圧ＶＬの設定、更には、画像データを生成するための画像データ生成開始コマンドの入力等を行なう。

一方、心拍情報収集部１２は、ＥＣＧ（心電波形）計測ユニットを備え、被検体に装着された図示しないＥＣＧ電極によって検出されるＥＣＧ信号を図示しないＡ／Ｄ変換器によってデジタル信号に変換した後システム制御部１３に供給する。

システム制御部１３は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、入力部１１から入力された種々の情報は前記記憶回路に保存される。次いで、前記ＣＰＵは、これらの情報に基づいて超音波診断装置１００の上記各ユニットの制御やシステム全体の制御を行なう。例えば、システム制御部１３は、送信部２の送信遅延回路２２及び受信部３の受信遅延回路３２の遅延時間を制御して超音波の送受信方向（走査方向）を順次更新する。又、心拍情報収集部１２から供給されるＥＣＧ信号、入力部１１にて設定された画像データ生成時の心拍時相や高音圧照射用トリガ信号Ｐ０と低音圧送信用トリガ信号Ａ０１との時間差τ０１に関する情報に基づき、高音圧照射用トリガ信号Ｐ０及び低音圧送信用トリガ信号Ａ０１、Ａ０２、Ａ０３、・・・を生成して送信部２、音響出力制御部７及び再還流経過時間計測部８に供給する。

（画像データの生成手順）
次に、本実施例における画像データの生成手順につき図１乃至図８を用いて説明する。尚、図４は、画像データの生成手順を示すフローチャートである。

（初期設定）
画像データの生成に先立って超音波診断装置１００の操作者は、入力部１１において被検体情報を入力すると共に画像表示モードとしてセクタ走査による「造影剤再還流画像データ」の表示モードを選択し、更に、高音圧照射用駆動電圧ＶＲ及び低音圧送信用駆動電圧ＶＬや高音圧照射用トリガ信号間（Ｐ−Ｐ）の低音圧送信用トリガ信号数Ｈを設定する。次いで、操作者は、心拍情報収集部１２におけるＥＣＧ計測ユニットの電極を被検体に装着して得られたＥＣＧ信号から心拍周期Ｔ０を計測すると共に、ＥＣＧ信号のＲ波からＴｘ後の「拡張末期」を画像データ生成時の心拍時相として設定する。

図５（ａ）は、左心室の容積変化曲線、図５（ｂ）は、ＥＣＧ信号を示したものであり、ＥＣＧ信号のＲ波からＴ波までが収縮期、このＴ波から次のＲ波までが拡張期である。そして、拡張末期Ｔ１あるいは収縮末期Ｔ２においてその左室容積の変化が最小になる。即ち、心臓の動きが最小となる拡張末期Ｔ１あるいは収縮末期Ｔ２において動きの影響を抑えた良質な画像データを生成することが可能となる。以下では、拡張末期Ｔ１において画像データを生成する場合について述べるが、収縮末期Ｔ２であっても構わない。又、動きの影響が顕著でない場合には他の時相であってもよい。

次いで、操作者は、ループ表示に要する高音圧照射の走査回数Ｊを設定し、更に、高音圧照射用トリガ信号Ｐ０と低音圧送信用トリガ信号Ａ０１との時間差τ０１を設定する。ここでは、説明を容易にするためにＪ＝３に設定し、３つの高音圧照射用トリガ信号Ｐ１乃至Ｐ３とこれらのトリガ信号に後続する低音圧送信用トリガ信号Ａ１１乃至Ａ３１との時間差をτ１１乃至τ３１に設定する。このとき、上述の高音圧照射用トリガ信号Ｐ１乃至Ｐ３と低音圧送信用トリガ信号Ａ１２、Ａ２１、Ａ３１の時間差は夫々、τ１２＝Ｔ０、τ２１＝Ｔ０／３、τ３１＝２Ｔ０／３となり、高音圧照射用トリガ信号と低音圧送信用トリガ信号の時間差は高音圧照射による走査の度にＴ０／３ずつ更新されるが、これらについての詳細は後述する。そして、初期設定された上述の入力情報、選択情報及び設定情報は、システム制御部１３の記憶回路に保存される（図４のステップＳ１）。

（モニタリング画像データの生成と表示）
上述の初期設定が終了したならば、操作者は入力部１１にてモニタリング画像データの生成開始コマンドを入力し（図４のステップＳ２）、入力されたコマンド信号がシステム制御部１３に供給されることにより、モニタリング画像データの生成と表示が行なわれる。尚、後述する診断用画像データの生成が開始されるまでのモニタリング画像データの生成は、上述の低音圧送信用駆動信号や高音圧照射と同等の音響パワーを有した高音圧送信用駆動信号、更には、これらとは異なる音響パワーを有した駆動信号によって行なうことが可能であるが、ここでは、低音圧送信用駆動信号を用いた場合について説明する。

モニタリング画像データの生成に際して、レートパルス発生器２１は、システム制御部１３からの制御信号に従って被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期（レート周期）を決定するレートパルスを送信遅延回路２２に供給する。そして、送信遅延回路２２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、最初の走査方向θ１に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスを駆動回路２３に供給する。

一方、音響出力制御部７は、モニタリング画像データの生成開始コマンド信号が入力された時点でシステム制御部１３から供給される指示信号に従って送信部２における駆動回路２３の駆動電圧を低音圧送信用駆動電圧ＶＬに設定し、駆動回路２３は、送信遅延回路２２から供給されたレートパルスに基づいて駆動電圧ＶＬの駆動信号を生成する。そして、この駆動信号によって超音波プローブ１の超音波振動子を駆動し、被検体内に中心周波数ｆｏの超音波パルスを放射する。

被検体内に放射された超音波パルスの一部は、音響インピーダンスの異なる被検体の臓器境界面や組織にて反射する。この場合、反射された超音波は被検体組織の非線型特性により、例えば、中心周波数が２ｆｏの超音波反射波が新たに発生する。即ち、被検体内部にて反射して超音波プローブ１に戻る超音波反射波は、送信時と同じ中心周波数ｆｏの基本波成分と、中心周波数が２ｆｏの高調波成分が混在したものとなる（図２（ｂ）のスペクトラム１５２及び１５３参照。）。

被検体内にて反射された超音波は、送信時と同じ超音波プローブ１によって受信されてＭチャンネルの電気的な受信信号に変換される。次いで、この受信信号は、受信部３のプリアンプ３１にて所定の大きさに増幅された後、Ｍチャンネルの受信遅延回路３２において所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と所定方向からの受信超音波に対し強い受信指向性を設定するための遅延時間が与えられ、加算器３３にて整相加算される。

そして、整相加算後の受信信号が供給された信号処理部４のフィルタ回路４１は、この受信信号に含まれる中心周波数ｆ０の基本波成分あるいは中心周波数２ｆ０の２倍高調波成分の何れかをフィルタ処理して抽出する。更に、信号処理部４の包絡線検波器４２、対数変換器４３及びＡ／Ｄ変換器４４は、フィルタ回路４１の出力信号に対して包絡線検波、対数変換、更にはＡ／Ｄ変換してＢモードデータを生成し画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存する。

上述の手順にて、走査方向θ１におけるＢモードデータの生成と保存が終了したならば、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθｐ＝θ１＋（ｐ−１）Δθ（ｐ＝２〜Ｐ）に変更し、同様の手順で超音波の送受信を行なう。このとき、システム制御部１３は、その制御信号によって送信遅延回路２２及び受信遅延回路３２の遅延時間を超音波送受信方向に対応させて順次切り替える。

このようにして、走査方向θ１乃至θＰに対して超音波による走査が行なわれ、得られた走査方向単位のＢモードデータが画像データ記憶・処理部５の記憶回路に順次保存されてモニタリング画像データが生成される。次いで、表示部９の表示用画像データ生成回路９１は、画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存されたモニタリング画像データを読み出し、走査変換等の処理を行なって表示用画像データを生成する。そして、変換回路９２は、この表示用画像データに対しＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成しモニタ９３に表示する（図４のステップＳ３）。

そして、θ１乃至θＰの走査方向に対する超音波送受信を繰り返すことにより、表示部９のモニタ９３には、モニタリング画像データがリアルタイム表示され、操作者は、このモニタリング画像データを観測することによって装置動作の確認、観測部位の設定、更には、装置ゲインやダイナミックレンジ等の設定や更新を行なう（図４のステップＳ４）。

（画像データの生成と表示）
モニタリング画像データの生成と表示に引き続き造影剤を用いて行なわれる診断用画像データ（以下では、画像データと呼ぶ。）の生成方法につき図６のタイムチャートを用いて説明する。尚、図６（ａ）は、画像データの生成開始コマンド信号、図６（ｂ）は、ＥＣＧ信号のＲ波、図６（ｃ）は、このＲ波から時間Ｔｘ後の拡張末期に設定された低音圧送信用トリガ信号Ａ１２乃至Ａ１Ｈ、Ａ２１乃至Ａ２Ｈ，Ａ３１乃至Ａ３Ｈ（一部図示せず）と、高音圧照射用トリガ信号Ｐ１乃至Ｐ３を示している。但し、高音圧照射用トリガ信号Ｐ１は低音圧送信用トリガ信号Ａ１２に対しτ１２＝Ｔ０、高音圧照射用トリガ信号Ｐ２は低音圧送信用トリガ信号Ａ２１に対しτ２１＝Ｔ０／３、又、高音圧照射用トリガ信号Ｐ３は低音圧送信用トリガ信号Ａ３１に対しτ３１＝２Ｔ０／３だけ先行して設定される。

一方、図６（ｄ）は、再還流経過時間計測部８が計測する再還流経過時間τ１２乃至τ１Ｈ、τ２１乃至τ２Ｈ、τ３１乃至τ３Ｈであり、図６（ｅ）は、音響出力制御部７によって設定される高音圧照射用駆動電圧ＶＲと低音圧送信用駆動電圧ＶＬである。又、図６（ｆ）は、観測部位における造影剤濃度の変化曲線を示しており、高音圧照射によって急速に減少した造影剤濃度は再還流経過時間の増加に伴って徐々に増加する。

上述のステップＳ4において、モニタリング画像データによる装置動作の確認や観測部位の設定が終了したならば、操作者は被検体に対して造影剤を注入し（図４のステップＳ５）、この造影剤が観測部位に到達した時点で図５（ａ）に示した画像データ生成開始コマンドを入力部１１より入力する（図４のステップＳ６）。このコマンド信号を受信したシステム制御部１３は、信号処理部４のフィルタ回路４１における帯域通過フィルタの中心周波数を３ｆ０／２に設定し、更に、心拍情報収集部１２から供給される被検体のＥＣＧ信号のＲ波からＴｘ経過した拡張末期において第１の高音圧照射用トリガ信号Ｐ１を音響出力制御部７、再還流経過時間計測部８及び送信部２のレートパルス発生器２１に供給する。そして音響出力制御部７は、この高音圧照射用トリガ信号Ｐ１によって送信部２の駆動回路２３における駆動電圧をＶＲに設定し（図６（ｅ））、再還流経過時間計測部８は、再還流経過時間の計測を開始する。

一方。レートパルス発生器２１は、前記高音圧照射用トリガ信号Ｐ１に基づいてレートパルスを生成し、このレートパルスは送信遅延回路２２を介して駆動回路２３に供給される。次いで、このレートパルスに基づいて駆動回路２３が生成した駆動電圧ＶＲの駆動信号は、超音波プローブ１の超音波振動子に与えられて高音圧照射用の超音波パルスが被検体の所定走査方向に照射される。

そして、観測部位の前記走査方向に既に蓄積されていた造影剤のマイクロバブルはこの超音波パルスによって破砕され、その濃度は図６（ｆ）に示すように急速に減少する。このような高音圧照射を走査方向θ１乃至θＰに対して行なうことによって観測部位に蓄積されたマイクロバブルを一旦消滅させる（図４のステップＳ７）。

次いで、システム制御部１３は、高音圧照射用トリガ信号の場合と同様にして心拍情報収集部１２から供給されるＥＣＧ信号の収縮末期において低音圧送信用トリガ信号Ａ１２を生成し、音響出力制御部７、再還流経過時間計測部８及びレートパルス発生器２１に供給する。そして、音響出力制御部７は、低音圧送信用トリガ信号Ａ１２によって送信部２の駆動回路２３における駆動電圧をＶＬに設定し、再還流経過時間計測部８は、高音圧照射用トリガ信号Ｐ１からの経過時間（即ち、再還流経過時間）τ１２を計測する（図５（ｄ））（図４のステップＳ８）。

一方、レートパルス発生器２１は、低音圧照射用トリガ信号Ａ１２に基づいてレートパルスを生成し、このレートパルスは送信遅延回路２２を介して駆動回路２３に供給される。次いで、このレートパルスに基づいて駆動回路２３が生成した駆動電圧ＶＬの駆動信号は、超音波プローブ１の超音波振動子に与えられて低音圧照射用の超音波パルスが被検体内の所定走査方向に送信される。

そして、被検体内に送信された超音波パルスは、生体組織や再還流によって新たに蓄積された造影剤のマイクロバブルに照射され、超音波が発生する。このとき発生する超音波は、既に図２（ｂ）に示したように生体組織やマイクロバブルの非線型特性により基本波成分と高調波成分が混在した周波数成分を有している。

前記超音波は、超音波プローブ１によって受信されてＭチャンネルの電気的な受信信号に変換され、受信部３において整相加算処理されて信号処理部４に供給される。一方、中心周波数が３ｆｏ／２の帯域通過特性が設定された信号処理部４のフィルタ回路４１は、前記受信信号に含まれる生体組織からの信号成分を除去し、マイクロバブルからの信号成分を選択的に抽出する。

次いで、包絡線検波器４２、対数変換器４３及びＡ／Ｄ変換器４４は、フィルタ回路４１からの出力信号に対して包絡線検波、対数変換、Ａ／Ｄ変換を行なってＢモードデータを生成し画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存する。このような低音圧送信を走査方向θ１乃至θＰに対して行なうことによって画像データ記憶・処理部５の記憶回路には再還流経過時間τ１２における画像データが生成され（図４のステップＳ９）、この画像データには上記再還流経過時間τ１２が付帯情報として付加される（図４のステップＳ１０）。

次いで、システム制御部１３は、心拍情報収集部１２から時系列的に得られるＥＣＧ信号の収縮末期において低音圧送信用トリガ信号Ａ１３乃至Ａ１Ｈを生成し、上述と同様の手順によって画像データを生成する。一方、システム制御部１３から上記低音圧送信用トリガ信号Ａ１３乃至Ａ１Ｈを受信した再還流経過時間計測部８は、高音圧照射用トリガ信号Ｐ１から低音圧送信用トリガ信号Ａ１３乃至Ａ１Ｈまでの再還流経過時間τ１３乃至τ１Ｈを計測する。そして、得られた画像データは再還流経過時間の情報と共に画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存される（図４のステップＳ８乃至Ｓ１０）。

低音圧送信用トリガ信号Ａ１２乃至Ａ１Ｈに基づく画像データの生成と保存が終了したならば、同様の手順によって第２の高音圧照射用トリガ信号Ｐ２と低音圧送信用トリガ信号Ａ２１乃至Ａ２Ｈ、第３の高音圧照射用トリガ信号Ｐ３と低音圧送信用トリガ信号Ａ３１乃至Ａ３Ｈに基づいてマイクロバブルの消滅と画像データの生成が行なわれる。但し、この場合の第２の高音圧照射用トリガ信号Ｐ２は既に述べたように低音圧送信用トリガ信号Ａ２１よりＴ０／３先行し、第３の高音圧照射用トリガ信号Ｐ３は低音圧送信用トリガ信号Ａ３１より２Ｔ０／３先行している。又、低音圧送信用トリガ信号Ａ２１乃至Ａ２Ｈ及びＡ３１乃至Ａ３Ｈの時刻はいずれもＥＣＧ信号の拡張末期に対応している。

一方、再還流経過時間計測部８は、第２の高音圧照射用トリガ信号Ｐ２から低音圧送信用トリガ信号Ａ２１乃至Ａ２Ｈまでの再還流経過時間ｔ２１乃至ｔ２Ｈ及び第３の高音圧照射用トリガ信号Ｐ３から低音圧送信用トリガ信号Ａ３１乃至Ａ３Ｈまでの再還流経過時間ｔ３１乃至ｔ３Ｈを上述の画像データの生成と並行して計測する。そして、生成された画像データは再還流経過時間の情報と共に画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存される（図４のステップＳ７乃至Ｓ１０）。

以上述べたように、高音圧照射による走査とこの高音圧照射の走査に後続したＨ回の拡張末期における低音圧送信の走査を３回繰り返すことによって約３Ｈ枚の画像データが生成され、得られたこれらの画像データは再還流経過時間情報と共に画像データ記憶・処理部５に保存される。尚、本実施例における第１の高音圧照射用トリガ信号Ｐ１は図示しない低音圧送信用トリガ信号Ａ１１と一致するため、低音圧送信用トリガ信号Ａ１１に基づく画像データの生成を行なっていないが、このタイミングで画像データを生成してもよい。

次に、図１の画像データ再配列部６は、画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存された上述の画像データを読み出し、その付帯情報である再還流経過時間に基づいて再配列する。そして、再配列後の画像データを自己の記憶回路に保存する（図４のステップＳ１１）。

図７は、画像データ再配列部６が行なう画像データの再配列を模式的に示したものであり、図７（ａ）は、再還流経過時間計測部８によって計測された再還流経過時間を示している。又、図７（ｂ）は、再還流経過時間τ１２乃至τ１Ｈ、τ２１乃至τ２Ｈ、τ３１乃至τ３Ｈにおいて生成される再配列前の画像データＰ１２乃至Ｐ１Ｈ、Ｐ２１乃至Ｐ２Ｈ、Ｐ３１乃至Ｐ３Ｈの位置（時刻）を観測部位における造影剤濃度の変化曲線に重畳して示している。

一方、図７（ｃ）は、例えば、再還流経過時間の順に再配列された画像データＰ２１，Ｐ３１，Ｐ１２、Ｐ２２，・・・の位置（時刻）を造影剤濃度の変化曲線に重畳して示している。即ち、心拍周期Ｔ０で収集した拡張末期の画像データに対して上述の再配列処理を施すことにより、Ｔ０／３の時間間隔で収集した場合と等価な時間分解能を有する画像データを得ることが可能となる。尚、図７では再還流経過時間の小さい順に画像データを再配列する場合について示したが、これに限定されるものではなく、例えば再還流経過時間の大きい順に再配列してもよい。

次に、表示部９の表示用画像データ生成回路９１は、画像データ再配列部６の記憶回路から再配列後の画像データを順次読み出し、所定の表示フォーマットに基づいて走査変換等の処理を行なって表示用画像データを生成する。そして、変換回路９２は、この表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行ないモニタ９３にループ表示する（図４のステップＳ１２）。

図８は、表示部９のモニタ９３にループ表示される画像データの表示例であり、モニタ９３の中央部には画像データがループ表示される画像データ表示領域１６１が設けられ、右下端部には、再配列された複数枚の画像データに対する表示中の画像データの位置関係を示す画像位置インジケータ１６２が表示される。

そして、画像位置インジケータ１６２の左端部１６３−１は、例えば最小の再還流経過時間で生成された画像データに対応し、右端部１６３−２は最大の再還流経過時間で生成された画像データに対応している。又、この画像位置インジケータの上部に設けられた２つのマーカ「▽」１６４−１及び１６４−２はループ表示される最初の画像データと最後の画像データの位置を示しており、これらのマーカ１６４は入力部１１の入力デバイスによって任意に設定することが可能である。そして、表示中の画像データの位置はスライドバー１６５によって表示される。

更に、このスライドバー１６５を入力デバイスを用いて所望位置に設定することにより、この位置に対応した再還流経過時間にて生成された画像データを静止した状態で画像データ表示領域１６１に表示することも可能である。そして、上述の画像データは超音波診断装置１００の内部あるいは外部に設けられた図示しないハードディスク等の記憶媒体に保存される。

以上述べた本発明の第１の実施例によれば、観測部位に残存している超音波造影剤を高音圧照射による走査によって一旦消滅させた後、前記観測部位に再還流する超音波造影剤の画像データを所定心拍時相における低音圧送信の走査によって時系列的に生成する際、前記高音圧照射による走査をＥＣＧ信号の異なる複数の時相において複数回行ない、各々の高音圧照射の走査に後続して行なわれる低音圧送信の走査によって得られた前記画像データを再還流経過時間に基づいて再配列して表示することにより、画像データの時間分解能を改善することが可能となる。

特に、上述の実施例では、ループ表示される画像データを生成するためにＪ回（Ｊ＝３）の高音圧照射による走査を行ない、夫々の高音圧照射による走査とこの高音圧照射の走査に後続する低音圧送信による走査との時間間隔を心拍周期の１／Ｊずつ異なるように設定することによって等間隔の再還流経過時間で得られた複数枚の画像データを得ることができる。従って、これらの画像データをループ表示することによって連続性に優れた動画像を観測することが可能となり、診断精度が向上する。

更に、本実施例では、表示部にループ表示される画像データの位置情報が画像データと共にモニタに表示されるため、画像データとこの画像データ位置（即ち、画像データの再還流経過時間）を観測することによって観測部位における還流状態の全体像を把握することが容易となる。又、表示中の画像データ位置は操作者によって任意に選択されるため、所望の再還流経過時間における画像データを短時間で検索することが可能となる。

尚、上述の実施例では、高音圧照射による走査をＥＣＧ信号の異なる３つの時相において行なったが２つ以上の時相であれば特に限定されない。又、ループ表示される画像データを生成するために３回の高音圧照射による走査を行ない、高音圧照射による走査と後続する低音圧送信による走査の間隔が心拍周期の１／３ずつ異なるように設定することにより等間隔の再還流経過時間で複数枚の画像データを生成する場合について示したが、上記の高音圧照射による走査の回数は複数回であればよく、３回に限定されない。

更に、高音圧照射の走査と後続する低音圧送信による走査の間隔は任意に設定してもよい。特に、ループ表示に用いられる画像データを生成する際に高音圧照射による走査を多数回繰り返す場合には、高音圧照射による走査と低音圧送信による走査の間隔を任意に設定して得られた画像データを再還流経過時間に基づいて再配列することにより連続したループ表示を行なうことが可能となる。

次に、本発明の第２の実施例につき図９乃至図１１と図１を用いて説明する。以下に示す本発明の第２の実施例の特徴は、ＥＣＧ信号の拡張末期における高音圧送信の走査を複数回繰り返し、この高音圧送信の走査によって画像データを生成すると共に観測部位の超音波造影剤を破砕する上述の第２の方法において、ＥＣＧ周期の整数倍に設定された高音圧送信の走査の時間間隔を任意に更新して得られた複数枚の画像データを高音圧送信の走査間隔、即ち、再還流経過時間に基づいて再配列して表示することにある。

（装置の構成）
本実施例における超音波診断装置の構成は図１に示した第１の実施例の場合と略同様であるため詳細な説明は省略する。但し、送信部２のレートパルス発生器２１は、心拍情報収集部１２から供給されるＥＣＧ信号の心拍周期と入力部１１にて設定される高音圧送信走査間の心拍周期数によって高音圧送信による走査の繰り返し周期を設定し、駆動回路２３は、音響出力制御部７によって設定された高音圧送信用駆動電圧ＶＨの駆動信号を上記繰り返し周期で超音波プローブ１の超音波振動子に供給する。

又、信号処理部４は、高音圧送信によって得られた受信信号の中から１．５倍高調波成分を抽出した後、包絡線検波、対数変換、Ａ／Ｄ変換によってＢモードデータを生成し、再還流経過時間計測部８は、システム制御部１３から供給される高音圧送信用トリガ信号の繰り返し周期に基づいて再還流経過時間を計測する。

一方、入力部１１は、第１の実施例と同様にして被検体情報の入力、画像表示モードの選択、画像データを生成する心拍時相の設定、再配列後の画像データ群に対するループ表示範囲の設定、画像データ生成開始コマンドの入力等を行ない、更に、高音圧送信用駆動電圧ＶＨの設定、高音圧送信走査間の心拍周期数の設定等を行なう。

又、システム制御部１３は、送信部２の送信遅延回路２２及び受信部３の受信遅延回路３２の遅延時間を制御して超音波の送受信方向（走査方向）を順次更新する。特に本実施例では、心拍情報収集部１２から供給されるＥＣＧ信号、入力部１１にて設定される画像データ生成時の心拍時相及び高音圧送信間の心拍周期数に基づき、高音圧送信用トリガ信号を生成して送信部２、音響出力制御部７及び再還流経過時間計測部８に供給する。

（画像データの生成手順）
次に、本実施例における画像データの生成手順につき図９乃至図１１を用いて説明する。尚、図９は、画像データの生成手順を示すフローチャートである。

（初期設定）
画像データの生成に先立って超音波診断装置１００の操作者は、入力部１１において被検体情報を入力すると共に画像表示モードとしてセクタ走査による「造影剤再還流画像データ」の表示モードを選択し、更に、高音圧送信用駆動電圧ＶＨを設定する。次いで、操作者は、心拍情報収集部１２におけるＥＣＧ計測ユニットの電極を被検体に装着して得られたＥＣＧ信号から心拍周期Ｔ０を計測すると共に、ＥＣＧ信号のＲ波からＴｘ後の「拡張末期」を画像データ生成時の心拍時相として設定する。そして、初期設定された上述の入力情報、選択情報及び設定情報は、システム制御部１３の記憶回路に保存される（図９のステップＳ２１）。

（モニタリング画像データの生成と表示）
上述の初期条件設定が終了したならば、操作者は、入力部１１にてモニタリング画像データの生成開始コマンドを入力する（図９のステップＳ２２）。そして、入力されたコマンド信号がシステム制御部１３に供給されることにより、モニタリング画像データの生成と表示が行なわれる（図９のステップＳ２３）。但し、このモニタリング画像データの生成とその表示は上述の第１の実施例の場合と同様であるため説明を省略する。次いで、操作者は、表示部９のモニタ９３にリアルタイム表示されるモニタリング画像データを観測することによって装置動作の確認、観測部位の設定、更には、装置ゲインやダイナミックレンジ等の設定や更新を行なう（図９のステップＳ２４）。

（画像データの生成と表示）
モニタリング画像データの生成と表示に引き続き造影剤を用いて行なわれる画像データの生成方法につき図１０のタイムチャートを用いて説明する。尚、図１０（ａ）は、高音圧送信の走査間の心拍周期数を更新するためのコマンド信号Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３，・・・、図１０（ｂ）は、ＥＣＧ信号の拡張末期を示す信号Ｂ１，Ｂ２，Ｂ３，・・・、図１０（ｃ）は、この拡張末期信号と入力部１１から入力される高音圧送信走査間の心拍周期数に基づいて設定された高音圧送信用トリガ信号Ｑ１、Ｑ２、Ｑ３、・・・を示している。

但し、説明を簡単にするために第１の心拍周期数更新コマンド信号Ｃ１に対する高音圧送信走査間の心拍周期数ＫをＫ＝１、又、第２の心拍周期数更新コマンド信号Ｃ２及び第３の心拍周期数更新コマンド信号Ｃ３に対する高音圧送信走査間の心拍周期数Ｋを夫々Ｋ＝４及びＫ＝２としているが、後述するように、これらの値は画像データ観測下の操作者によって任意に更新される。

一方、図１０（ｄ）は、再還流経過時間計測部８が計測する再還流経過時間τ１、τ２、τ３、・・・であり、心拍周期Ｔ０に対しτ１＝Ｔ０、τ２＝４Ｔ０、τ３＝２Ｔ０、・・・に設定された場合を示している。又、図１０（ｅ）は、観測部位における造影剤濃度の変化曲線を示しており、高音圧送信によって急速に減少した造影剤濃度は再還流経過時間の増加に伴って徐々に増加する。

図９のステップＳ２４において、モニタリング画像データによる装置動作の確認や観測部位の設定が終了したならば、操作者は被検体に対し造影剤を注入する（図９のステップＳ２５）。そして、この造影剤が観測部位に到達した時点で図９（ａ）に示した画像データの生成開始コマンド信号Ｃ１を入力部１１より入力し、更に、高音圧送信走査間の心拍周期数Ｋを、例えば、Ｋ＝１に設定する（図９のステップＳ２６）。このコマンド信号を受信したシステム制御部１３は、信号処理部４のフィルタ回路４１における帯域通過フィルタの中心周波数を３ｆ０／２に設定する。

更に、システム制御部１３は、心拍情報収集部１２から供給される被検体のＥＣＧ信号のＲ波からＴｘ経過した拡張末期において生成した第１の高音圧送信用トリガ信号Ｑ１（図１０（ｃ））を音響出力制御部７、再還流経過時間計測部８及び送信部２のレートパルス発生器２１に供給する。そして音響出力制御部７は、この高音圧照射用トリガ信号Ｑ１によって送信部２の駆動回路２３における駆動電圧をＶＨに設定し、再還流経過時間計測部８は、再還流経過時間の計測を開始する。

一方。レートパルス発生器２１は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ１に基づいてレートパルスを生成し、このレートパルスは送信遅延回路２２を介して駆動回路２３に供給される。次いで、このレートパルスに基づいて駆動回路２３が生成した駆動電圧ＶＨの駆動信号は超音波プローブ１の超音波振動子に与えられて高音圧送信用の超音波パルスが被検体の所定走査方向に照射される。

そして、観測部位の前記走査方向に既に蓄積されていた造影剤のマイクロバブルはこの超音波パルスによって破砕され、その濃度は急速に減少する。このような高音圧送信を走査方向θ１乃至θＰに対して行ない、観測部位を走査することによって前記観測部位に蓄積されたマイクロバブルを一旦消滅させる（図９のステップＳ２７）。

次いで、システム制御部１３は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ１からτ１（τ１＝ＫＴ０＝Ｔ０）後の高音圧送信用トリガ信号Ｑ２を生成し、この高音圧送信用トリガ信号Ｑ２を音響出力制御部７、再還流経過時間計測部８及びレートパルス発生器２１に供給する。そして、音響出力制御部７は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ２によって送信部２の駆動回路２３における駆動電圧をＶＨに設定し、再還流経過時間計測部８は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ１から高音圧送信用トリガ信号Ｑ２までの経過時間（即ち、再還流経過時間）τ１を計測する（図１０（ｄ））（図９のステップＳ２８）。

一方。レートパルス発生器２１は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ２に基づいてレートパルスを生成し、このレートパルスは送信遅延回路２２を介して駆動回路２３に供給される。このレートパルスに基づいて駆動回路２３が生成した駆動電圧ＶＨの駆動信号は超音波プローブ１の超音波振動子に与えられて高音圧送信用の超音波パルスが被検体内の所定走査方向に送信される。

そして、被検体内に送信された超音波パルスは、生体組織や再還流によって新たに蓄積された造影剤のマイクロバブルに照射されて新たな超音波が発生し、又、前記マイクロバブルはこの超音波パルスによって破砕される。このとき発生する超音波は、既に述べたように生体組織及びマイクロバブルの非線型特性により基本波成分と高調波成分が混在した周波数成分を有している。

前記超音波は、超音波プローブ１によって受信されてＭチャンネルの電気的な受信信号に変換され、受信部３において整相加算処理されて信号処理部４に供給される。一方、中心周波数が３ｆｏ／２の帯域通過特性が設定された信号処理部４のフィルタ回路４１は、前記受信信号に含まれる生体組織からの信号成分を除去し、マイクロバブルからの信号成分を選択的に抽出する。

次いで、包絡線検波器４２、対数変換器４３及びＡ／Ｄ変換器４４は、フィルタ回路４１からの出力信号に対して包絡線検波、対数変換、Ａ／Ｄ変換を行なってＢモードデータを生成し画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存する。このような高音圧送信を走査方向θ１乃至θＰに対して行なうことによって画像データ記憶・処理部５の記憶回路には再還流経過時間τ１における画像データが生成され（図９のステップＳ２９）、この画像データには上記再還流経過時間τ１が付帯情報として付加される（図９のステップＳ３０）。

一方、表示部９の表示用画像データ生成回路９１は、画像データ記憶・処理部５の記憶回路から上述の画像データを順次読み出し、所定の表示フォーマットに基づいて走査変換等の処理を行なって表示用画像データを生成する。そして、変換回路９２は、この表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行ないモニタ９３に表示する（図９のステップＳ３１）。

上述の超音波による走査を複数回（図１０では２回）繰り返し（図９のステップＳ２８乃至３１）、操作者は、このとき表示される再還流経過時間τ１の画像データを観測することによって、次の高音圧送信走査間の心拍周期数Ｋを、例えばＫ＝４に更新するための心拍周期数更新コマンドを入力部１１より入力する（図１０（ａ））（図９のステップＳ３２）。

この更新コマンド信号を受信したシステム制御部１３は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ４（図１０（ｃ））を再還流経過時間計測部８に供給し、再還流経過時間計測部８は、再還流経過時間の計測を開始する。又、システム制御部１３は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ４を送信部２に供給して高音圧送信用駆動信号を生成する。そして、この駆動信号に基づいて被検体に送信された超音波パルスにより観測部位に蓄積されているマイクロバブルは破砕される。

次に、システム制御部１３は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ４から４Ｔ０後の高音圧送信用トリガ信号Ｑ５を生成し、この高音圧送信用トリガ信号Ｑ５を再還流経過時間計測部８に供給する。そして、再還流経過時間計測部８は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ４から高音圧送信用トリガ信号Ｑ５までの経過時間（即ち、再還流経過時間）τ２を計測する（図１０（ｄ））。

更に、システム制御部１３は、高音圧送信用トリガ信号Ｑ５を送信部２に供給し上述と同様な手順によって画像データの生成、保存及び表示を行なう。尚、画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存される画像データには再還流経過時間計測部８によって計測された再還流経過時間が付帯情報として付加される。

このようにして、操作者は、表示部９のモニタ９３に表示される画像データを観測しながら高音圧送信走査間の心拍周期数Ｋを任意の値に順次更新（例えば、第３の心拍周期数更新コマンドＣ３ではＫ＝２Ｔ０に更新）し、このとき得られた画像データは再還流経過時間τ３（図１０ではτ３＝２Ｔ０）、τ４、τ５、・・・と共に画像データ記憶・処理部５に保存される（図９のステップＳ２７乃至Ｓ３２）。

図１１は、このとき画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存される画像データを模式的に示したものであり、この記憶回路には、高音圧送信用トリガ信号Ｑ２及びＱ３によって生成された再還流経過時間τ１の画像データＰｃｔ２及びＰｃｔ３、高音圧送信用トリガ信号Ｑ５及びＱ６によって生成された再還流経過時間τ２の画像データＰｃｔ５及びＰｃｔ６、高音圧送信用トリガ信号Ｑ８及びＱ９によって生成された再還流経過時間τ３の画像データＰｃｔ８及びＰｃｔ９が再還流経過時間情報と共に保存されている。

次に、図１の画像データ再配列部６は、画像データ記憶・処理部５の記憶回路に保存された上述の画像データを読み出してその付帯情報である再還流経過時間に基づいて再配列し、再配列後の画像データを自己の記憶回路に保存する（図９のステップＳ３３）。この場合、画像データ再配列部６は、所定の高音圧送信走査間の心拍周期数Ｋにおいて得られた複数の画像データの中から、例えば最後に得られた画像データ、即ち、高音圧送信用トリガ信号Ｑ３、Ｑ６、・・・に基づいて生成された画像データを抽出し、その再還流経過時間τ１、τ２、・・・に基づいて再配列して記憶回路に保存する。

次に、表示部９の表示用画像データ生成回路９１は、画像データ再配列部６の記憶回路から再配列後の画像データを順次読み出し、所定の表示フォーマットに基づいて走査変換等の処理を行なって表示用画像データを生成する。そして、変換回路９２は、この表示用画像データに対してＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行ないモニタ９３にループ表示する（図９のステップＳ３４）。

尚、上述の画像データを表示する際、図８において示した第１の実施例と同様な表示方法を適用することが可能であり、従って、ループ表示される画像データの位置情報が画像データと共にモニタ９３に表示される。このため、観測部位における還流状態の全体像の把握や、所望の再還流経過時間における画像データの検索が容易となる。

以上述べた本発明の第２の実施例によれば、観測部位に残存している超音波造影剤を高音圧照射の走査によって一旦消滅した後、前記観測部位に再還流する超音波造影剤の画像データを所定心拍時相における高音圧送信の走査によって時系列的に生成する際、任意の順序で得られた異なる再還流経過時間における画像データを再還流経過時間の大きさに基づいて再配置して表示することにより、画像情報を連続的に表示することが可能となり、実際の再還流状態に即した観測ができる。このため、従来のような脳裏における画像再構築の必要がなくなり、操作者に対する負担が軽減する。

更に、高音圧送信用駆動信号によって行なわれるため高感度な画像データを生成することができる。

尚、上述の実施例では、同一の高音圧送信走査間隔において得られた複数枚の画像データの中から、最後に得られた画像データを抽出し、異なる高音圧送信走査間隔における複数枚の画像データを再還流経過時間に基づいて再配列する場合について述べたが、抽出される画像データの位置（時刻）は、限定されない。又、同一の高音圧送信走査間隔において得られた複数枚の画像データに対して加算平均等の合成処理を行ってもよい。

更に、高音圧送信走査間の心拍周期数が２以上の場合には、高音圧送信による走査が行なわれない拡張末期の時相においてマイクロバブルが破砕されない程度の低音圧送信による走査を行ない、モニタリング用の画像データを生成してもよい。この場合、表示部９のモニタ９３には、高音圧送信の走査によって得られた画像データとモニタリング画像データが比較表示される。

以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は、上述の実施例に限定されるものではなく、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例における心拍情報収集部１２はＥＣＧ計測ユニットを例に説明したが、心音計等の他の計測ユニットであってもよい。又、画像データが収集される心拍時相は、上述の実施例にて述べたように拡張末期あるいは収縮末期が望ましいが、拍動性の移動が比較的少ない臓器に対しては他の心拍時相であっても構わない。

一方、操作者は、画像データ再配列部６における再配列前の画像データあるいは再配列後の画像データを表示部９にて表示することによって良否の確認を行ない、良質の画像データのみを選択してループ表示することが望ましい。この場合、ループ表示に望ましくない画像データはマーキングが施され、このマーキングを有した画像データはループ表示の対象から外される。又、画像データ再配列部６は、入力部１１からの指示信号に従って再配列後の画像データを元の配列順序に戻す機能を有することが望ましい。特に、ループ表示の範囲を再設定する際には上記機能が有効となる。

又、表示部９に表示される再配列後の画像データの表示方法はループ表示に限定されるものではなく、例えば、入力部１１の入力デバイスを用いた所謂「頁めくり表示」や静止画像表示であってもよい。

更に、上述の実施例における再配列処理は、画像データ記憶・処理部５に保存された画像データに対して行なったが、表示部９の表示用画像データ生成回路９１において走査変換された画像データ、更には、図示しない画像変換回路においてBMP、JPEG、AVI、MPEGなどの汎用フォーマットに変換された画像データに対して行なってもよい。

尚、本発明における超音波診断装置１００の構成は、上述の実施例に限定されない。例えば、アナログ方式の受信部３はデジタル方式であってもよく、超音波振動子を１次元に配列した超音波プローブ１は２次元配列された超音波プローブであってもよい。又、カラードプラ画像データ等の他の画像データを生成するための信号処理部を備えていてもよい。

ところで、薬物負荷や運動負荷の前後における被検体に対して上述の実施例にて述べた造影剤再還流の画像データを収集することが可能である。この場合、所定心拍時相の所定再還流経過時間における負荷前後の静止画像データあるいはループ表示による動画像データが表示部９のモニタ９３に高精度で比較表示される。

本発明の第１の実施例における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。 同実施例において被検体から得られる受信超音波の周波数スペクトラムを示す図。 同実施例における高音圧照射用トリガ信号及び低音圧送信用トリガ信号と再還流経過時間の関係を示す図。 同実施例における画像データの生成手順を示すフローチャート。 心拍周期における拡張末期及び収縮末期を説明するための図。 本発明の第１の実施例における画像データの生成方法を示すタイムチャート。 同実施例における画像データの再配列を模式的に示す図。 同実施例においてループ表示される画像データの表示例を示す図。 本発明の第２の実施例における画像データの生成手順を示すフローチャート。 同実施例における画像データの生成方法を示すタイムチャート。 同実施例の画像データ記憶・処理部に保存される画像データを模式的に示す図。

符号の説明

１…超音波プローブ
２…送信部
３…受信部
４…信号処理部
５…画像データ記憶・処理部
６…画像データ再配列部
７…音響出力制御部
８…再還流経過時間計測部
９…表示部
１１…入力部
１２…心拍情報収集部
１３…システム制御部
２１…レートパルス発生器
２２…送信遅延回路
２３…駆動回路
３１…プリアンプ
３２…受信遅延回路
３３…加算器
４１…フィルタ回路
４２…包絡線検波器
４３…対数変換器
４４…Ａ／Ｄ変換器
９１…表示用画像データ生成回路
９２…変換回路
９３…モニタ
１００…超音波診断装置

Claims (4)

1. 超音波造影剤を投与した被検体に対し超音波の送受信を行なう超音波振動子を有した超
   音波プローブと、
   前記超音波振動子を駆動し前記超音波造影剤を破砕する程度の音圧を有する第１の超音波
   の送信と前記超音波造影剤を実質的に破砕しない程度の音圧を有する第２の超音波の送信
   を行なう送信手段と、
   前記第２の超音波の送信によって得られた前記被検体からの反射信号を受信する受信手段
   と、
   前記第１の超音波及び前記第２の超音波の送受信方向を制御し前記被検体の撮影対象部位
   を走査する走査手段と、
   前記送受信方向を変更しながら前記受信手段によって得られた前記第２の超音波の受信信
   号に基づいて画像データを生成する画像データ生成手段と、
   前記撮影対象部位に対し前記第１の超音波による走査とこの第１の超音波による走査に後
   続する複数回の前記第２の超音波による走査を繰り返す制御手段と、
   前記第２の超音波の走査によって得られた画像データを前記第１の超音波による走査から
   前記第２の超音波による走査までの時間情報と関連付けて保存する画像データ記憶手段と
   、
   この画像データ記憶手段に保存された複数枚の前記画像データを前記時間情報に基づいて
   表示する表示手段を備え、
   前記制御手段は、繰り返し行なわれる前記第１の超音波による走査の各々に後続する前記
   第２の超音波による走査のタイミングを前記被検体の所定心拍時相に対応させて設定し、
   前記第１の超音波による走査のタイミングを前記所定心拍時相に対して夫々異なるように
   設定することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記制御手段は、繰り返し行なわれる前記第１の超音波による走査のタイミングを前記
   所定心拍時相に対し心拍周期の整数分の１あるいはその整数倍だけ異なるように順次設定
   することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記制御手段は、前記被検体の心拍周期における拡張末期あるいは収縮末期の何れかに
   おいて前記第２の超音波による走査を行なうことを特徴とする請求項１記載の超音波診断
   装置。
4. 画像データ再配列手段を備え、前記画像データ再配列手段は、前記画像データ記憶手段
   において保存された前記画像データを前記時間情報に基づいて再配列し、前記表示手段は
   、再配列された前記画像データを時系列的に表示することを特徴とする請求項１記載の超
   音波診断装置。

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