JPH11155858A - 超音波診断装置および超音波診断方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】超音波パルスの送信音圧を最適に制御し、造影
剤による輝度増強の効果を高め、より効果的なコントラ
ストエコー法を実施する。 【解決手段】被検体内に送信した超音波パルス信号の反
射成分を受信し、この受信に伴う受信信号に基づき断層
像を得るようにした超音波診断装置。この装置は超音波
パルス信号を送信音圧の条件に基づき送信する送信ユニ
ット２１およびプローブ１２と、受信信号が最大となる
ように送信音圧を適応制御して最適化する送信条件コン
トローラ３１とを備える。本装置はコントラストエコー
法の実施に好適である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に超音波造
影剤を投与し、この造影剤からの反射超音波信号を含む
受信信号を用いて断層像を得るコントラストエコー法に
好適な超音波診断装置および超音波診断方法に係り、と
くに、送受条件の設定、受信信号の処理、および受信信
号に基づく物理量計測のインテリジェント化の手法に関
する。

【０００２】

【従来の技術】超音波信号の医学的な応用は種々の分野
にわたり、超音波診断装置のその１つである。超音波診
断装置は超音波信号の送受により画像信号を得る装置で
あり、超音波信号の非侵襲性を利用して種々の態様で使
用されている。この超音波診断装置の主流は、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タイ
プである。この撮像法は無侵襲で組織の断層像を得るこ
とができ、Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴスキャナ、ＭＲＩ装
置、および核医学診断装置など、ほかの医用モダリティ
に比べて、リアルタイム表示が可能、装置が小形で比較
的安価、Ｘ線などの被曝が無い、超音波ドプラ法に拠り
血流イメージングができるなど、多くの利点を有してい
る。このため心臓、腹部、乳腺、泌尿器、および産婦人
科などの診断において広く利用されている。特に、超音
波プローブを体表に当てるだけの簡単な操作により、心
臓の拍動や胎児の動きをリアルタイムに観察でき、また
被曝なども無いから何度も繰り返して検査でき、さらに
装置をベッドサイドに移動させて容易に検査できるとい
う種々の利点も持ち合わせている。

【０００３】この超音波診断装置の分野において、最近
では、心臓や腹部臓器などの検査を実施する際、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コント
ラストエコー法が注目を浴びている。造影剤を静脈から
注入する手法は、動脈から注入する手法に比べて、侵襲
性が低く、この評価法による診断が普及しつつある。超
音波造影剤の主要成分は微小気泡（マイクロバブル）で
あり、これが超音波信号を反射する反射源になってい
る。造影剤の注入量や濃度が高いほど造影効果も大きく
なるが、造影剤の気泡の性質上、超音波照射によって造
影効果時間が短縮するなどの事態も発生する。このよう
な状況に鑑み、近年、持続性および耐圧型の造影剤も開
発されているが、造影剤が体内に長く止まることは侵襲
性の増大につながる懸念もある。

【０００４】このコントラストエコー法を実施する場
合、被検体部位の関心領域には血流によって造影剤が次
々に供給される。このため、超音波を照射して一度、気
泡を消失させても、次の超音波照射の時点では新しい気
泡がその関心領域に流入していれば造影効果は維持され
ると想定される。しかし、実際には、超音波の送受信は
通常、１秒間に数千回行われること、および、血流速度
が遅い臓器実質や比較的細い血管の血流動態が存在する
ことを考えると、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と気泡が消失し、造影効果
が瞬時に減弱することになる。

【０００５】造影剤を用いた診断法の内、最も基本的な
診断法は、造影剤による輝度増強の有無を調べることに
より診断部位の血流の有無を知るというものである。ま
た、進んだ診断法は、診断部位における輝度変化の広が
りや輝度増強の程度から造影剤の空間分布の時間変化を
知るという手法や、造影剤が注入されてから関心領域に
到達するまでの時間、および、ＲＯＩ内の造影剤による
エコー輝度の経時変化（Time Intensity Curve : TI
C）、または最大輝度などを求める手法である。

【０００６】このコントラストエコー法はまた、超音波
エコー信号の非基本波成分を用いて画像化するハーモニ
ックイメージング法によっても効果的に実施できる。ハ
ーモニックイメージング法は、造影剤の主要成分である
微小気泡が超音波励起されたときに生じる非線形挙動に
因る非基本波成分のみを分離して検出するイメージング
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、良好なコントラスト比の造影剤画像を得ることが
できる。

【０００７】また、上述のように超音波の照射によって
微小気泡が消失してしまう現象については、本発明者ら
は１つの研究発表を、「日本超音波医学会研究発表会予
稿集ｐ．２７５，１９９６−６」にて行い、フラッシュ
エコーイメージング（あるいはTrangient Respose Imag
ing ）と呼ぶイメージング法によって輝度増強が改善さ
れることを報告した。このイメージング法は原理的に
は、従来型の１秒間に数十フレームといった連続スキャ
ンに代えて、数秒間に１フレームといった間欠的送信の
構成にするもので、その間欠時間の間、割らずに密集さ
せた微小気泡を一度に消滅させて、高いエコー信号を得
ようとする手法である。

【０００８】一方、造影剤を体内に投与する方法には現
在のところ２通りがある。１つはボーラス注入法と呼ば
れる方法で、注射器に吸入させた造影剤をゆっくりした
速度ではあるが、一気に投与する方法である。もう１つ
は持続注入法と呼ばれ、点滴のように少量ずつ長時間掛
けて投与する方法である。前者のボーラス注入法は投与
が比較的簡便で、関心領域に到達した造影剤のピーク時
の輝度は高く、またＴＩＣの処理にも的しているが、染
影時間が短く、一定していないという側面もある。後者
の持続注入法を実施する場合、磁束注入機といった専用
器具を用いて注入量を制御する必要があるが、関心領域
の造影剤濃度をある程度長時間、一定に保持できるとい
う長所がある。このため、ある程度希釈しても造影効果
を有する造影剤を用いることも可能である。

【０００９】上述のことから、造影剤を超音波診断に用
いるときのキーポイントは、血流からの受信信号の増
強、および、血流動態の定量的評価である。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】にも関わらず、上述し
たコントラストエコー法の問題点は、超音波照射によっ
て気泡の寿命が短くなるという、主に造影剤の物理的性
質に起因するものと、簡便でかつより詳細な情報を提供
する定量化手法が不足している。とくに、前者の問題は
単純ではない。コントラストエコー法においては従来の
ように送信出力を大きくしてＳ／Ｎ比を向上させるとい
う訳ではない。前者の問題が示唆しているのは、従来用
いる送信出力よりも比較的低い送信レベルに送信出力の
最適値が在ることであり、従来、このような観点からの
送信出力の制御法は知られていなかった。

【００１１】本発明は、上述した従来技術が有する問題
に鑑みてなされたもので、超音波パルスの送信条件を最
適に制御して、より効果的なコントラストエコー法を実
施することである。

【００１２】また、本発明の別の目的は、コントラスト
エコー法を実施する超音波診断において、定量化された
新しい計測法を導入し、計測法の豊富化と充実化によっ
て、より詳細な血流情報を提供する、ことである。

【００１３】本発明のさらに別の目的は、超音波パルス
の送信条件を最適に制御して、より効果的なコントラス
トエコー法を実施できるようにし、かつ、コントラスト
エコー法を実施する超音波診断において、定量化された
新しい計測法を導入し、計測法の豊富化と充実化によっ
て、より詳細な血流情報を提供する、ことである。

【００１４】

【課題を解決するための手段】上述した種々の目的を達
成するため、本願の１つの発明によれば、被検体内に送
信した超音波パルス信号の反射成分を受信し、この受信
に伴う受信信号に基づき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、前記超音波パルス信号
を送信パワー条件に基づき送信する送信手段と、前記受
信信号が最大となるように前記送信パワー条件を適応制
御して最適化する適応制御手段とを備えたことを特徴と
する。

【００１５】好適には、前記反射成分は、前記被検体内
に注入した超音波造影剤により前記超音波パルス信号が
反射される成分を含む。例えば、前記送信パワー条件
は、前記送信手段に備えられた超音波プローブが出力し
て前記被検体内の音場のレベルを変化させるパラメータ
である。一例として、前記パラメータは前記超音波プロ
ーブを駆動する駆動電圧、または、その超音波プローブ
に含まれる送信駆動素子の数である。

【００１６】また、前記適応制御手段は、前記被検体内
の診断に供する関心領域の全体からの反射成分に拠る前
記受信信号に基づき前記送信パワー条件を適応制御する
手段であってもよいし、前記被検体内の診断に供する関
心領域の一部の反射成分に拠る前記受信信号に基づき前
記送信パワー条件を適応制御する手段であってもよい
し、前記被検体内の診断に供する関心領域において操作
者が指定した部位からの反射成分に拠る前記受信信号に
基づき前記送信パワー条件を適応制御する手段であって
もよい。

【００１７】好適にはまた、前記送信手段および適応制
御手段は、前記被検体のＢモード像、ＣＦＭモード像、
またはパルスドプラモードの画像を得るモードで動作す
る手段である。

【００１８】さらに、前記適応制御手段により適応制御
される前記送信パワー条件を表示する表示手段を備える
ことも望ましい。この場合、前記表示手段は、前記送信
パワー条件の適応制御状態をリアルタイムに表示する手
段であってもよい。

【００１９】また、本願の別の発明によれば、被検体内
に送信した超音波パルス信号の反射成分を受信し、この
受信に伴う受信信号に基づき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、前記超音波パルス
信号を送信パワー条件に基づき送信する送信手段と、前
記被検体に超音波造影剤を投与した状態で前記受信信号
が最大となるように前記送信パワー条件を適応制御して
最適化する適応制御手段と、この最適化の後に前記送信
パワー条件を一時的に高い送信パワー条件に上げるパワ
ー上昇手段と、このパワー条件を上げた後に前記最適化
された送信パワー条件に復帰させる復帰手段と、この復
帰させた最適送信パワー条件の下で前記受信信号の輝度
変化曲線（ＴＩＣ）のデータを経時的に測定する測定手
段とを備えたことを特徴とする。

【００２０】例えば、前記測定手段は、前記受信信号に
基づく画像データの複数フレーム分を記憶するメモリ手
段と、このメモリ手段から前記データを読み出して前記
輝度変化曲線のデータを演算する演算手段を備える構成
でもよいし、前記受信信号に基づく画像データをフレー
ム毎かつ経時的に入力して前記輝度変化曲線のデータを
リアルタイムに演算する演算手段を備える構成でもよ
い。また、前記測定手段は、前記受信信号に基づいて前
記断層像を表示する表示手段と、表示された前記断層像
上に操作者が関心領域を設定するための領域設定手段と
を備え、前記演算手段は前記関心領域に相当する前記画
像データから前記輝度変化曲線を演算する手段であって
もよい。

【００２１】本願のさらに別の発明によれば、被検体内
に送信した超音波パルス信号の反射成分を受信し、この
受信に伴う受信信号に基づき前記被検体の画像を得るよ
うにした超音波診断装置において、前記被検体の同一部
位に関する複数枚の前記画像を収集する間に前記超音波
パルス信号の送信フレームレートを積極的に変化させる
レート変化手段と、前記送信フレームレートに基づいて
前記超音波パルス信号によるスキャンを行うスキャン手
段を備える。

【００２２】この場合、好適には、前記反射成分は、前
記被検体内に注入した超音波造影剤により前記超音波パ
ルス信号が反射される成分を含む。例えば、前記レ−ト
変化手段は、前記送信フレームレ−トを一定の規則性の
下に変化させる手段である。このレート変化手段は、前
記送信フレームレートを操作者が任意に指定する手段、
および、予め設定されている前記送信フレームレートの
複数種の中から任意に選択する手段の少なくとも一方を
備えるように構成してもよい。

【００２３】さらに、前記スキャン手段のスキャンに応
答した前記反射成分を受信して前記受信信号に処理する
受信手段と、この受信信号に基づき画像データを生成す
る処理手段と、前記処理手段により得られた２フレーム
分の画像データを選択する選択手段と、前記選択された
２フレーム分の画像データ間のフレーム間差分を演算す
る差分演算手段とを備える構成も好適である。

【００２４】一方、本発明の別の側面によれば、超音波
造影剤を投与した被検体内に可変可能な送信パワー条件
に依存した超音波パルス信号を送信し、この被検体から
の前記超音波パルス信号の反射成分を受信し、この受信
に伴う受信信号に基づき前記被検体の断層像を得る超音
波診断方法において、前記送信パワー条件を徐々に下げ
つつ、この送信パワー条件を下げたときの前後の前記受
信信号の強度を比較し、この比較結果に基づいて前記受
信信号が最大となるように前記送信パワー条件を適応制
御することを特徴とする。

【００２５】

【発明の実施の形態】以下、この発明の実施の形態を図
面を参照して説明する。

【００２６】第１の実施形態 第１の実施形態を図１〜図３を参照して説明する。この
実施形態に係る超音波診断装置は、被検体に超音波造影
剤を投与し、その染影度から血流状態を観察する構成を
備える。この場合、血流状態は関心部位全てにおいて観
察できるが、本実施形態では、肝臓実質または心臓筋肉
に流入する造影剤の染影度に基づき血流動態のデータを
得て異常部位を同定する装置について説明する。

【００２７】図１に、第１の実施形態に係る超音波診断
層装置の全体構成を概略的に示す。図１に示す超音波ド
プラ診断装置は、装置本体１１と、この装置本体１１に
接続された超音波プローブ１２、操作パネル１３、およ
びＥＣＧ（心電計）１４とを備える。

【００２８】操作パネル１３は、オペレータから各種の
指示、情報を装置本体１１に与えるために使用されるも
ので、キーボード１３Ａ、トラックボール１３Ｂ、マウ
ス１３Ｃ、および後述する送信音圧最適化制御を開始さ
せるための「実行」ボタン１３Ｄを備えている。トラッ
クボール１３Ｂは例えば、モニタ画面上のポインティン
グデバイスとして機能させるほか、画像上にＲＯＩ（関
心領域）の設定などを行うために使用される。キーボー
ド１３Ａなどを操作して「Ｂモード」、「ＣＦＭ(Color
Flow Mapping ）モード」、および「ＰＷＤ（Pulsed W
ave Doppler ）モード」の間の切換を指令することがで
きる。ＣＦＭモードは血流状態を２次元のカラー像で表
示するモードである。

【００２９】超音波プローブ１２は、被検体との間で超
音波信号の送受信を担うデバイスであり、電気／機械可
逆的変換素子としての圧電セラミックなどの圧電振動子
を有する。好適な一例として、複数の圧電振動子がアレ
イ状に配列されてプローブ先端に装備され、フェーズド
アレイタイプのプローブ１２が構成されている。これに
より、プローブ１２は装置本体１１から与えられるパル
ス駆動電圧を超音波パルス信号に変換して被検体内の所
望方向に送信し、また被検体で反射してきた超音波エコ
ー信号をこれに対応する電圧のエコー信号に変換する。

【００３０】ＥＣＧ１４は、主に被検体の体表に接触さ
せて使用され、被検体の心電波形データを得る。

【００３１】装置本体１１は図示の如く、プローブ１２
に接続された送信ユニット２１および受信ユニット２
２、この受信ユニット２２の出力側に置かれたレシーバ
ユニット２３、Ｂモード用ＤＳＣ（デジタル・スキャン
・コンバータ）２４、イメージメモリ２５、ＴＩＣ演算
ユニット２６、ドプラユニット２７、表示データ合成器
２８、および表示器２９を備える。ＴＩＣ演算ユニット
２６には、本診断装置の外部に置かれた外部出力装置３
０が接続されている。この外部出力装置は、例えばプリ
ンタ、磁気記憶媒体、ネットワーク経由のパソコンなど
により構成される。装置本体１１は、さらに、送信ユニ
ット２１に拠る超音波信号の送信状態を制御するための
送信条件コントローラ３１と、ＥＣＧ１４が検出したＥ
ＣＧ信号を受ける心拍検出ユニット３２とを備える。

【００３２】上記装置本体１１の各回路の構成および動
作をさらに説明する。

【００３３】送信ユニット２１は、パルス発生器、送信
遅延回路、およびパルサを有する。パルス発生器は、例
えば５ＫＨｚのレート周波数ｆr ［Ｈｚ］（周期１／ｆ
r ［秒］）のレートパルスを発生する。このレートパル
スは、送信チャンネル数分に分配されて送信遅延回路に
送られる。送信遅延回路には、遅延時間を決めるタイミ
ング信号が送信チャンネル毎に供給されるようになって
いる。これにより、送信遅延回路はレートパルスに指令
遅延時間をチャンネル毎に付与する。遅延時間が付与さ
れたレートパルスが送信チャンネル毎にパルサに供給さ
れる。パルサはレートパルスを受けたタイミングでプロ
ーブ１２の圧電振動子（送信チャンネル）毎に電圧パル
スを与える。これにより、超音波信号がプローブ１２か
ら放射される。超音波プローブ１２から送信された超音
波信号は被検体内でビーム状に集束されかつ送信指向性
が指令スキャン方向に設定される。

【００３４】この送信ユニット２１によって実行される
スキャンの時間間隔は、送信条件コントローラ３１によ
って後述するように制御される。送信条件コントローラ
３１は本発明の特徴の１つを成す構成要素である。

【００３５】被検体内では前述した遅延時間にしたがっ
てビームフォーミングがなされる。送信された超音波パ
ルス信号は、被検体内の音響インピーダンスの不連続面
で反射される。この反射超音波信号は再びプローブ１２
で受信され、対応する電圧量のエコー信号に変換され
る。このエコー信号はプローブ１２から受信チャンネル
毎に受信ユニット２２に取り込まれる。

【００３６】受信ユニット２２は、その入力側から順
に、プリアンプ、受信遅延回路、および加算器を備え
る。プリアンプおよび受信遅延回路はそれぞれ、受信チ
ャンネル分のアンプ回路または遅延回路を内蔵する。受
信遅延回路の遅延時間は、所望の受信指向性に合わせて
遅延時間パターンの信号として与えられる。このため、
エコー信号は、受信チャンネル毎に、プリアンプで増幅
され、受信遅延回路により遅延時間が与えられた後、加
算器で加算される。この加算により、所望の受信指向性
に応じた方向からの反射成分が強調される。送信指向性
と受信指向性との総合により送受信の総合的な超音波ビ
ームが形成される。

【００３７】受信ユニット２２の加算器の出力端は、レ
シーバユニット２３およびＢモードＤＳＣ２４を順に経
由して表示データ合成器２８に至る。

【００３８】レシーバユニット２３は、図示しないが、
対数増幅器、包絡線検波器、Ａ／Ｄ変換器を備える。な
お、ハーモニックイメージング法を実施する装置の場
合、このレシーバユニット２７には、超音波信号の送信
周波数の、例えば２倍の高周波成分のみを通過させる帯
域通過型フィルタが装備される。このレシーバユニット
により、受信指向性が与えられた方向のエコーデータが
デジタル量で形成され、ＢモードＤＳＣ２４に送られ
る。

【００３９】ＢモードＤＳＣ２４はエコーデータを超音
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
スタ信号列に変換し、これを表示データ合成器２８に送
るようになっている。

【００４０】イメージメモリ２５はＢモードＤＳＣ２４
に接続され、このＤＳＣの処理信号（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のい
ずれか）を記録するメモリ素子およびその書込み・読出
し制御回路を備える。このメモリ素子に記録されたエコ
ーデータは、イメージング中またはイメージング後にお
いて、オペレータの指示に応答してフレーム単位で読み
出される。この読出しデータは、ＢモードＤＳＣ２４お
よび表示データ合成器２８を経由して表示器２９に送ら
れて表示される。

【００４１】また、イメージメモリ２５の読出し出力端
はＴＩＣ演算ユニット２６にも接続され、メモリからの
読出しデータがその演算ユニット２６に取り込み可能に
なっている。ＴＩＣ演算ユニット２６は、ワークメモリ
とＣＰＵなどの演算回路とを備え、ワークメモリに読み
込んだエコーデータからＴＩＣ（Time Intensity Curv
e）データを演算し、その演算データを表示データ合成
器２８および、必要に応じて外部出力装置３０に出力で
きるようになっている。これにより、ＴＩＣデータが表
示器２９および外部出力装置３０に表示または出力され
る。

【００４２】ドプラユニット２７は、レシーバユニット
２３における加算エコー信号を受信する。このユニット
２７は、図示しないが、直交検波器、クラッタ除去フィ
ルタ、ドプラ偏移周波数解析器、平均速度などの演算
器、ＤＳＣ、カラー処理回路などを備え、ドプラ偏移周
波数すなわち血流の速度情報やそのパワー情報などがカ
ラーフロー画像データとして得られる。このカラーフロ
ー画像データ（ＣＦＭデータ）は、ドプラユニット２７
に内蔵のＤＳＣにてノイズキャンセルなどの処理を受け
るとともに、その走査方式が変換されて表示データ合成
器２８に送られる。このカラーフロー画像データは、イ
メージメモリ２５に送って記憶させることもできる。

【００４３】心拍検出ユニット３２は、ＥＣＧ１４から
供給されたＥＣＧ信号を入力し、その心電波形データを
表示データ合成器２８に表示用として送出する一方で、
心臓画像を心電波形に同期させる、いわゆる心電同期を
とるためのトリガ信号を作り、このトリガ信号を送信条
件コントローラ３１に送る。

【００４４】表示データ合成器２８は、ＢモードＤＳＣ
２４から送られてくるＢモード画像データ（グレースケ
ール画像）、ドプラユニット２７から送られてくるＣＦ
Ｍモード画像データ（カラーフロー画像）、心拍検出ユ
ニット３２から送られてくる心電波形、ＴＩＣ演算ユニ
ット２６の演算データ、および／または所望の設定パラ
メータを並べる、あるいは重ねるなどの処理によって１
フレームの画像データに再構築する。このフレーム画像
データは表示器２９により順次読み出される。表示器２
９では、画像データを内蔵Ｄ／Ａ変換器でアナログ量に
変換し、ＴＶモニタなどのディスプレイに被検体の組織
形状の断層像を表示する。

【００４５】さらに、送信条件コントローラ３１は、操
作パネル１３からの操作データを受けるＡ／Ｄ変換器お
よびＣＰＵ（中央処理装置）のほか、このＣＰＵに接続
されたメモリを備える。メモリには送信条件制御のため
のプログラムが予め格納されている。ＣＰＵはインター
フェイスを介して操作パネル１３、レシーバユニット２
３、心拍検出ユニット３２、送信ユニット２１、および
ＴＩＣ演算ユニット２６に接続され、入力信号に基づき
後述する図２に示す処理を行って制御信号を出力する。

【００４６】（送信音圧の最適化制御）本装置の好適な
使用態様の１つは、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態様で動作させることで
ある。図２は、このコントラストエコー法の実施下にお
いて、送信条件コントローラ３１により実施される送信
条件の最適化制御の一例を示す。なお、送信条件コント
ローラ３１は心拍検出ユニット３２からＥＣＧ同期信号
Ｓ_ecg を受けて、送信超音波ビーム信号に対して連続的
にまたは間欠的に後述する最適化制御を行うようになっ
ている。

【００４７】送信条件としては、ここでは送信音圧を選
択し、プローブ１１に与える送信駆動電圧を直接上下さ
せることで送信音圧を最適化制御するように構成してい
るが、本発明は必ずしもこれに限定されない。診断部位
の音場音圧を結果的に変化させ得るパラメータを使用す
ればよいのであって、例えば、プローブ１１における送
信駆動素子数を変えるようにしてもよい。

【００４８】いま、初期値として、送信音圧は従来診断
と同様の値に制御されているとする。このような初期値
としては例えば、約１Ｍパスカルの送信音圧であり、造
影剤の微小気泡を消失させるには十分なレベルであるこ
とが知られている。被検体に投与された造影剤が診断部
位に到達すると、通常は、エコー信号の強度は当然に増
加することになるが、送信音圧が大きい場合、そのよう
にはならず、診断部位に流入する気泡は瞬時に消失しま
っているので、エコー信号の強度は低い。送信音圧と気
泡の残存数との定性的関係の例を図３に示す。

【００４９】そこで、送信条件コントローラ３１は、図
２に示す如く、送信音圧制御の開始を判断する（同図、
ステップ１０１）。この判断は、本実施形態では、コン
トローラ３１が操作パネル１３上の「実行」ボタン１３
Ｄが押されたかどうかを検出して行われる。この判断が
ＹＥＳ（送信音圧開始）となるときは、レシーバユニッ
ト２３からエコー信号Ｓ_echo（ビームフォーミングされ
たエコー信号）を読み込み、その信号値（振幅、強度）
をＳａとする（ステップ１０２）。ここで読み込むエコ
ー信号Ｓ_echoの値は、一例として、表示対象となる画像
全体のエコー信号の積分値である。

【００５０】次いで、コントローラ３１は、送信音圧を
所定値ΔＤだけ下げるための音圧制御信号Ｓ_sdを送信ユ
ニット２１に送出する（ステップ１０３）。この音圧制
御信号Ｓ_sdに応答して、送信ユニット２１は例えばパル
サからの駆動電圧を所定音圧低減値に対応して下げる。
この結果、プローブ１１から照射された診断部位におけ
る音場の音圧値は指定値ΔＤだけ下げられる。この低減
させた音圧の元で、超音波反射信号がプローブ１１を介
して受信される。この反射信号は受信ユニット２２で受
信処理され、レシーバユニット２３にて電気量のエコー
信号が生成される。

【００５１】このエコー信号Ｓ_echoは再度、送信条件コ
ントローラ３１に読み込まれ、その信号値はＳｂとして
認識される（ステップ１０４）。この音圧低減後のエコ
ー信号を受信するときには、図３から分かるように、造
影剤の気泡消失の度合いが抑えられるか、または、少な
くとも前の状態と変わらない。このため、診断部位から
の超音波反射信号の強度が増加するか、または、音圧減
少分だけ減少することから、エコー信号の信号値は上
昇、または、下降する（場合によっては不変のこともあ
る）。

【００５２】そこで、送信条件コントローラ３１はそれ
まに読み込んでいる信号値Ｓａ，Ｓｂについて、Ｓａ＞
Ｓｂか否かの判断を実施する（ステップ１０５）。この
判断でＮＯの場合、つまりＳａ≦Ｓｂあるときは、未だ
送信音圧の最適値に到達していないとして認識し、音圧
低減後の信号値Ｓｂを音圧低減前の信号値Ｓａに置き換
え（ステップ１０６）、その後、前述したステップ１０
３の処理に戻る。このため、再度、送信音圧が再度、所
定値ΔＤだけ下げられ、上述したと同様のＳａ＞Ｓｂか
否かの判断が実施される（ステップ１０３〜１０５）。
この一連の処理はＳａ＞Ｓｂの状態になるまで繰り返さ
れる。

【００５３】上述した送信音圧の低減および信号値の比
較処理を繰り返している間に、送信音圧が気泡の消失し
ないレベルまで達していた場合、その次に送信音圧を下
げたときには、エコー信号が下がり始めるので、判断ス
テップ１０５でＳａ＞Ｓｂ（ＹＥＳ）となる。つまり、
Ｓａ＞Ｓｂの判断が下された時点で送信に供している音
圧が最適音圧であるので、この音圧を記憶して（ステッ
プ１０７）、最適化処理が終了する。

【００５４】このため、オペレータが操作パネル１３の
「実行」ボタン１３Ｄを押すことで、上述した送信音圧
の最適化制御がＥＣＧ同期の元で実行される。したがっ
て、造影剤の投与タイミングに合わせて最適化制御を手
動で開始させることができ、開始タイミングを容易に設
定できる。また、オペレータにとって、最適化を実施す
るか、しないかの選択も容易である。

【００５５】この最適化によって超音波ビーム信号が供
する音圧は、診断部位に流入してくる造影剤の気泡を殆
ど消失させないレベルになる。このため、最も高い強度
のエコー信号を得ることができ、造影効果が格段に向上
する。とくに、血流速度が遅い臓器実質や、比較的細い
血管が診断対象になっている場合でも、流入する造影剤
の気泡が従来のように造影剤の輝度増強を確認する前に
次々と超音波照射によって消失してしまうという事態を
確実に回避できる。

【００５６】したがって、上述のように最適化した送信
音圧（送信条件）を使ってコントラストエコー法を実施
すると、従来法に比べて格段に高いＳ／Ｎ比のエコー信
号を得ることができ、超音波造影剤に拠るエコーの輝度
増強効果の利点を十分に享受したＢモード像や、Ｂモー
ド像にＣＦＭモードのカラー血流像を重畳させた画像を
提供できる。

【００５７】なお、上述した音圧低減前後のエコー信号
値Ｓａ，Ｓｂの比較処理において、この処理に供するエ
コー信号は、上述したように画像全体のラスタに対する
エコー信号（積分値）を使用する態様に限定されない。
この他にも、例えば、代表的な送信ラスタ（例えば画像
中央の５本のラスタ）に対するエコー信号を用いてもよ
く、これにより計算量が少なくて済む。また、オペレー
タが予め指定したＲＯＩ内のラスタのエコー信号を用い
てもよく、これにより、診断に最も重要と思われる局所
的部位を指定でき、その部位に対して最適な送信条件を
自動設定できるので、最適か制御の制度が一段と向上す
るという更なる利点が得られる。

【００５８】第２の実施形態 本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置を図４を
参照して説明する。この実施形態は、上述した送信条件
の最適化制御をパルスドプラ（ＰＷＤ）法に適用したも
のである。

【００５９】図４に示す超音波診断装置は、前述した図
１記載の装置構成の内のＣＦＭモードに関わるドプラユ
ニットに代えてＰＷＤモードの回路系を備えるととも
に、ＥＣＧ系の回路および外部出力回路を省略した構成
になっている。

【００６０】ＰＷＤモードの回路系としては、操作パネ
ル１３に接続されるサンプルボリューム用のドプラコン
トローラ４１を備え、このコントローラ４１の出力側に
配置したレンジゲート回路４２、直交位相検波器４３、
サンプル／ホールド回路４４、ＢＰＦ４５、Ａ／Ｄ変換
器４６、および周波数解析器４７を備える。直交位相検
波器４３は、送信条件コントローラ３１と同様に、レシ
ーバユニット２３のビームフォーミング用加算器の出力
を受けるようになっている。

【００６１】このため、オペレータが操作パネル１３を
使ってスキャン画像の一部に×印ＲＯＩなどによるサン
プルボリュームを設定すると、このボリューム部位を指
定する位置情報がコントローラ４１に与えられる。

【００６２】これにより、コントローラ４１からはその
位置情報に対応した位置信号がレンジゲート回路４２に
渡される。レンジゲート回路４２は指定サンプルボリュ
ームに対応したレンジゲート信号を発生させ、これをサ
ンプル／ホールド回路４４に送る。このサンプル／ホー
ルド回路４４によって、直交位相検波器４３から出力さ
れる位相検波信号の内の指定サンプルボリュームに対応
した信号のみがサンプリングされる。このサンプル信号
はＢＰＦ４５により高域側、低域側のノイズなどがカッ
トされ、さらにＡ／Ｄ変換器４６でデジタル信号に変換
されて、周波数解析器４７に送られる。つまり、このＰ
ＷＤモードの場合、ある瞬間に周波数解析器４７に与え
られる信号は、指定サンプルボリュームのみの信号であ
る。周波数解析器４７は指定サンプルボリューム位置の
位相検波データ列を周波数解析し、時事刻々変化するス
ペクトルデータを表示データ合成器２８に出力する。こ
れにより、Ｂモード像と共に、指定サンプルボリューム
位置のドプラ情報がスペクトルとして表示される。

【００６３】一方、送信条件コントローラ３１は第１の
実施形態のときと同様に、オペレータが任意タイミング
を見計らって実行ボタン１３Ｄを押すことにより、送信
条件としての送信音圧の最適化制御を実施することがで
きる。

【００６４】このようにＰＷＤモードについても、第１
の実施形態のように好適に送信条件を最適化できる。こ
のＰＷＤモードの場合、ある瞬間に周波数解析器への入
力信号はサンプルボリュームの１値のみであるから、か
かる最適化制御が非常に有効に機能する。

【００６５】第３の実施形態 本発明の第３の実施形態を図５〜図６に基づき説明す
る。この実施形態は、送信条件の最適化制御に拠る送信
音圧（パワー）の表示に関する。

【００６６】図５に示す超音波診断装置は、上述した図
４の構成に加えて、送信条件コントローラ３１と表示デ
ータ合成器２８との間に介挿した送信音圧表示プロセッ
サ５１を備える。この送信音圧表示プロセッサ５１は、
例えばＣＰＵを備えて構成される。そして、このプロセ
ッサ５１は送信条件コントローラ３１で設定される送信
音圧値をリアルタイムに入力し、時事刻々、自動制御さ
れる送信音圧値を表す数値データおよび／またはグラフ
データを表示データ合成器２８に送出する。これによ
り、送信音圧を最適化している間に送信音圧が変化して
いく様子および最終設定値を一目で視認できる。

【００６７】本実施形態における送信音圧表示プロセッ
サ５１の処理例を図６（ａ），（ｂ）に示す。同図
（ａ）の場合、送信音圧の初期値を画面の右上に表示
し、この初期値Ａから変化していく最適化制御中の送信
音圧値Ｂを矢印を介して、その右側にリアルタイムに更
新および表示するものである。また同図（ｂ）の場合、
画面右上に送信音圧の初期値からの時間変化グラフＣ
と、リアルタイムに変化する最適化制御中の送信音圧値
Ｄとを表示するものである。

【００６８】このように表示することにより、オペレー
タにとって、送信音圧の初期値からの変化の様子と、下
げられた現在の送信音圧とが一目瞭然となることあら、
操作のスムーズ化などに貢献できる。

【００６９】なお、この送信音圧値の表示は、前述した
第１の実施形態で説明した構成に適用することもでき
る。

【００７０】第４の実施形態 本発明の第４の実施形態を図７〜図８に基づき説明す
る。この実施形態は、とくに、送信音圧の最適化制御と
ＴＩＣ計測との組み合わせに関する。なお、好適には、
超音波造影剤は持続注入法により投与される。

【００７１】既に説明してあるように、コントラストエ
コー法の実施下におけるＴＩＣ計測は、造影剤が関心領
域に流入して輝度が上昇する態様で計測する場合、その
計測パラメータとしては輝度変化のピーク値、上昇の速
度、輝度変化のピークから輝度減少（ウオッシュアウ
ト）などが重要である。このような変化を主体とするパ
ラメータを計測するＴＩＣ計測時に、上述した実施形態
に係る送信音圧の最適化制御を行うと、最適値を求めて
送信音圧を変化させている期間に、かかる輝度変化の情
報（少なくとも正確な情報）が得られないという事態が
発生する。そこで、本実施形態の超音波診断装置はその
ような事態を確実に回避し、正確で安定したＴＩＣ計測
が行えるようにすることを更なる目的とする。

【００７２】この目的を達成するため、図７に示す超音
波診断装置が備える送信条件コントローラ３１は、図８
の処理を実行して、ＴＩＣ演算ユニット２６によるＴＩ
Ｃ計測開始タイミング、および、最適化終了に関する表
示を制御できるようになっている。そのほかの構成要件
は図１に示した構成と同一または同様である。

【００７３】図８に示すように、送信条件コントローラ
３１は、初期値としての通常音圧値のビーム送信による
スキャン、エコーデータのイメージメモリ２５へのフレ
ーム毎の記憶、および表示器２９による表示を指令する
（ステップ１１１）。この結果、従来から使用されてい
る通常の送信音圧値に対応して、例えばＢモード像上に
ＣＦＭ像を重畳させた血流のカラー像の表示器２９への
表示が開始される。このスキャン、エコーデータの記
憶、および画像表示が以後、画像フリーズのときを除い
てほぼリアルタイムに継続される。

【００７４】次いでコントローラ３１は、操作パネル１
３からの操作情報を読み込み、ＴＩＣ計測をスキャンと
リアルタイムに実施するか、フリーズ下で行うかなどの
情報を得る（ステップ１１２）。同様に、表示されてい
る例えばカラー像上の任意の位置にオペレータによって
例えばグラフィカルなＲＯＩ（関心領域）が設定された
か否かを判断し（ステップ１１３）、ＲＯＩが設定され
たと判断できるときは、ＲＯＩ位置、ＲＯＩの大きさな
どの情報を読み込む（ステップ１１４）。

【００７５】この後、コントローラ３１はステップ１１
５〜１２０の処理を順次実行していく。まず、送信条件
としての送信音圧の最適化制御を開始するか否かを、操
作パネルの実行ボタン１３Ｄからの信号によって判断す
る（ステップ１１５）。そして、最適化開始のときは送
信音圧の最適化制御処理を実行する（ステップ１１
６）。この処理は前述した図２のステップ１０２〜１０
７と同様である。これにより、超音波造影剤の気泡から
最大のエコー信号が反射してくる最適の送信音圧が自動
的に設定される。これが済むと、送信制御コントローラ
３１から表示データ合成器２８に、最適化終了を示すデ
ータＤａおよび最適化した音圧値データＤｂが送られる
（ステップ１１７）。このため、表示器２９の画面の一
部に最適化終了のマークおよび最適音圧値が数値データ
として重畳表示される。

【００７６】次いで、コントローラ３１は一旦、造影剤
の気泡全部を消失させ得るほど高い音圧（高音圧）の超
音波送信を送信ユニット２１に瞬間的に指令する（ステ
ップ１１８）。これにより、いまスキャンしているスキ
ャン面およびその近傍の微小気泡の殆ど全てが瞬時に消
失する。

【００７７】これが済むと、コントローラ３１は直ちに
送信音圧を、既に設定して最適音圧値に復帰させて超音
波送信を行うように送信ユニット２１に指令する（ステ
ップ１１９）。すなわち、高音圧送信によってスキャン
面およびその近傍の気泡が瞬時に破壊された後、直ぐ
に、最適音圧送信の状態に戻されるので、それまでの気
泡が殆ど存在しないスキャン面部分に新たな気泡が流入
してくる。この新たな流入気泡に照射される超音波ビー
ムの音圧は最適化された値に戻されているので、気泡の
消失が少なく、改めて最大の超音波エコーが発生するこ
ととなる。

【００７８】この状態で、コントローラ３１は次いで、
ステップ１１２での読込み情報に基づき、ＴＩＣ計測を
リアルタイムに行うか、またはフリーズ状態で行うかを
判断する。リアルタイムに計測すると判断した場合（Ｙ
ＥＳ）、ステップ１２１に移行し、ＴＩＣ演算ユニット
２６に、ＴＩＣ計測およびその結果表示を許容する開始
タイミング信号Ｓ_st並びにＲＯＩ情報（位置、大きさ）
Ｓ_ROI を送る。この信号Ｓ_stに応答して、ＴＩＣ演算ユ
ニット２６は、ＢモードＤＳＣ２４を介してイメージメ
モリ２５に経時的に格納されるエコーのフレームデータ
を読み出し、前述した各種パラメータを指定ＲＯＩ位置
に関して演算する。この演算結果は表示データ合成器２
８および外部出力装置３０に送られる。これにより、表
示器２９の画面には、リアルタイムの血流カラー断層像
と、ＴＩＣ計測結果を表すグラフおよび／または数値デ
ータとがほぼリアルタイムに例えば分割態様で表示され
る。

【００７９】一方、ＴＩＣ計測を画像フリーズ状態で行
うと判断した場合（ステップ１２０：ＮＯ）、ステップ
１２２に移行し、現在設定されている最適音圧によるス
キャン状態を一定時間継続させる。この一定時間の幅は
ＴＩＣ計測に必要なエコーデータを収集できる値に設定
されている。この一定時間の間に、一定枚数のフレーム
エコーデータが収集され、イメージメモリ２５に格納さ
れる。一定時間が経過すると、コントローラ３１は前述
したステップ１２１のときと同様に、開始タイミング信
号Ｓ_stおよびＲＯＩ情報Ｓ_ROI をＴＩＣ演算ユニット２
６に送出するとともに、いま以上の送信を禁止するフリ
ーズ信号Ｓ_fzを送信ユニット２１に送出する。これによ
り、表示器２９に表示される断層像はフリーズ状態にな
る。同時に、ＴＩＣ演算ユニット２６は、上記一定時間
の待機期間中にイメージメモリ２５に格納されていた複
数フレーム分のエコーデータを読み出し、前述した各種
パラメータを指定ＲＯＩ位置に関して演算する。この演
算結果は表示データ合成器２８および外部出力装置３０
に送られる。これにより、表示器２９の画面には、フリ
ーズの血流カラー断層像と、ＴＩＣ計測結果を表すグラ
フおよび／または数値データとがほぼリアルタイムに例
えば分割態様で表示される。

【００８０】このように本実施形態によれば、瞬間的に
高音圧の超音波ビームを照射してスキャン面およびその
近傍の微小気泡を瞬時に殆ど全部を消失させ、その後、
最適音圧に戻す手法を用いている。したがって、気泡が
何も無いまっさらの状態に再び流入してくる造影剤の様
子を観測できることから、あたかも最初から最適音圧の
超音波惣新を行うことと等価の状態をつくり出すことが
でき、その後に行うリアルタイムまたはフリーズ下のＴ
ＩＣ計測を高精度かつ安定して行うことができる。

【００８１】すなわち、最適値を求めて送信音圧を変化
させている期間に、造影剤に拠る輝度変化の情報（少な
くとも正確な情報）が得られないという事態の発生は確
実に防止される。もちろん、ＴＩＣ計測開始のタイミン
グを的確に管理しているから、送信音圧の最適化制御を
行っている間の受信エコーデータがＴＩＣ計測に入り込
んだり、関与することもない。

【００８２】また、本装置によれば、ＴＩＣ計測のモー
ドをリアルタイム状態のモードとフリーズ状態のモード
との間で選択でき、計測の便宜が計られている。

【００８３】さらに、本装置では、ＴＩＣ計測のための
ＲＯＩ設定、送信音圧の最適化制御、最適音圧でのスキ
ャン、ＴＩＣ計測が一連の作業の中で全て自動化されて
いる。このため、オペレータにとって作業労力が少な
く、作業能率にも優れているので、患者スループットの
向上も期待できる。もちろん、ＲＯＩ設定をＴＩＣ計測
の都度、実行するように設定することもできる。

【００８４】第５の実施形態 本発明の第５の実施例を図９〜図１２を参照して説明す
る。本実施形態の超音波診断装置は、超音波造影剤の物
理的性質を利用して血流流入量に関わる画像を得ること
を特徴とする。この画像収集には、いわゆるフラッシュ
エコー法と呼ばれるイメージング法を使用する。フラッ
シュエコー法は前述したように、超音波ビームを間欠的
に送信することで、臓器に割らないで密集させた微小気
泡（造影剤）を一度に消滅させる、高強度のエコー信号
を収集する手法である。つまり、本実施形態の手法は、
これまでの実施形態のものとは異なり、造影剤を成す微
小気泡を一定の規則性をもって積極的に崩壊させること
で、効率良い診断画像を得ようとするものである。な
お、超音波造影剤は好適には持続注入法により投与さ
れ、この造影剤によるコントラストエコー法が実施され
る。

【００８５】この手法を実施する超音波診断装置を図９
に示す。この超音波診断装置に備える送信条件コントロ
ーラ３１は、送信のフレームレートを制御するととも
に、ループ再生のための指令をＢモードＤＳＣ２４およ
びイメージメモリ２５に与える機能を追加的に有してい
る。操作パネル１３はフリーズボタン１３Ｅを備える。
そのほかの構成は図１のものと同一または同様である。

【００８６】従来使用されている超音波診断装置の場
合、通常、フレームレート（送信の時間間隔）は、観測
中において例えば１０（ａ）に示す如く、一定に制御さ
れている。もちろん、視野深度や走査線密度を変更した
場合、フレームレートも変わるが、一定のスキャン条件
の下では通常、一定間隔に保持される。これに対して、
本実施形態の超音波診断装置の場合、その送信条件コン
トローラ３１はフレームレートを、一定のスキャン条件
の下であっても、例えば図１０（ｂ）に示す如く変化さ
せる。この例の場合、１フレームの画像データを得る時
間間隔（フレームレート）が「０．１秒、０．２秒、
０．３秒、…、１．０秒」といった具合に経時的に大き
くなるように、ＣＰＵの実行プログラムで予め設定して
ある。

【００８７】なお、このフレームレートの間隔は経時的
に短くなるように制御してもよい。また、超音波造影剤
を持続注入法で投与する場合、図１０（ｂ）で示すシー
ケンスを繰り返してもよい。

【００８８】ここで、フレームレートを変化させること
で血流量の多少を表す画像が得られることの原理を説明
する。図１１（ａ）は超音波照射によって血管を横断す
る有効音場部分の気泡が消失した瞬間を模式的に表して
いる。この消失後、直ぐに音場内に造影剤（気泡）が流
入し始める。次の超音波照射が比較的短い時間の内に行
われる場合、同図（ｂ）に示す如く、音場内に流入して
いる気泡の量は少量でである。この気泡状態でフラッシ
ュエコー法を実施した場合、気泡が少量であるから、エ
コー信号の強度も相対的に小さい。しかし、超音波照射
の間隔（フレームレート）を長くしていくと、例えば同
図（ｃ）で示すように、照射までに流入する気泡の量も
増えるから、エコー信号の強度も大きくなる。

【００８９】このため、超音波照射で気泡を消失させる
のに有効な音場（有効音場）内に気泡が一杯に充満する
までの時間を飽和時間Ｔfullとすると、この飽和時間Ｔ
fullよりも長い間隔（フレームレート）でスキャンした
としても、それにより得られるエコー信号の強度は一定
になる。

【００９０】この関係を、横軸にフレームレートをと
り、縦軸にエコー信号強度をとって図１２に例示する。
同図は２つの血管１、２（data 1, data 2）について比
較例示している。血管１の飽和時間Ｔfull＝０．２秒
で、血管２の飽和時間Ｔfull＝０．４秒である。このこ
とから、血管１は血流供給速度は血管２よりも速く、信
号強度も高いので、したがって血流量も多いことがわか
る。

【００９１】このような原理に基づき、送信条件コント
ローラ３１は、フレームレートを例えば図１０（ｂ）の
シーケンスにしたがって変化させる。このシーケンスで
得られた複数フレームの画像データ（Ｂモード像および
ＣＦＭ像の画像データ）前述したようにイメージメモリ
２５に格納される。そこで、一連の送信が終わった後、
コントローラ３１は、フリーズボタン１３Ｅからのオペ
レータの信号に応答してスキャンを停止させた後、イメ
ージメモリ２５およびＤＳＣ２４にループ再生を指令す
る指令信号Ｓ_dpを与える。これにより、表示器２９の画
面には輝度が徐々に増加していくＢモード像、または、
カラー血流像（ＣＦＭ像）をＢモード像に重畳した断層
像がループ再生される。血流量が大きい血管ほど、速く
高輝度になるから、この差異によって血流量を大小を計
測・観測することができる。

【００９２】また、送信条件コントローラ３１は、何秒
の時間間隔（気泡を溜めている時間間隔）、すなわち例
えば図１０（ｂ）に示すシーケンスを表す数値データま
たはグラフデータなどのデータＤ_cgを表示データ合成器
２８に送るようになっている。このため、ループ再生画
面には、この時間間隔の情報も一緒に再生されるので、
オペレータにとって血流量の大小を判断する上で不可欠
な情報も併せて得られ、効率良い診断が可能になる。

【００９３】この第５の実施形態の変形例を説明する。
血流量の表示能を考えると、上記フレーム間隔は一定の
規則性の下に変化させることが重要であるが、その規則
性自体はどのような関数に拠ってもよい。例えば図１３
に示すように、フレーム間隔を０．１秒、０．１秒、
０．１秒、０．１秒、０．２秒、０．２秒、０．２秒、
０．２秒、…のように同一間隔を４回ずつ繰り返しなが
ら増やすシーケンスでもよい。この結果得られた４枚の
フレーム画像の画素値を平均し、その平均値から成る１
枚のフレーム画像データを同一フレーム間隔の代表画像
として表示するようにしてもよい。

【００９４】また別の変形例は上記フレーム間隔の設定
法に関する。送信条件コントローラ３１は図１４に示す
処理を行う。コントローラ３１は、オペレータが操作パ
ネル１３を操作したことに伴うパネルやキーボードから
の情報を読み込み（ステップ１３１）、上述した第５実
施形態に係るスキャンモード（フレームレートを積極的
に変化させるモード）を識別する（ステップ１３２）。
かかるスキャンモードが指令されている場合（ステップ
１３３、ＹＥＳ）、その後、フレーム間隔の変化パター
ンを設定し、それを記憶する（ステップ１３４、１３
５）。この変化パターンの設定には、オペレータが操作
パネルを操作してその都度入力してもよいが、メモリに
予め格納してある複数の変化パターンを用意したテーブ
ルを画面表示させ、このテーブルの中から選択するよう
にすると便利である。

【００９５】第６の実施形態 本発明の第６の実施形態を図１５〜図１７を参照して説
明する。この実施形態は、血流量画像の差分画像を生成
することに関する。

【００９６】図１５の超音波診断装置は差分演算ユニッ
ト５３を備える。この演算ユニット５３は送信条件コン
トローラ３１からの指令信号Ｄdif の下に、イメージメ
モリ２５から２枚の画像データを読み出し、その画素値
毎の差分を演算するようになっている。この差分値で構
成されるフレームデータはＢモードＤＳＣ２４を介して
表示される。操作パネル１３には、フリーズボタン１３
Ｅのほか、差分開始ボタン１３Ｆが装備され、オペレー
タが操作できるようになっている。

【００９７】送信条件コントローラ３１は、大略、図１
６に示す処理を行う。まず、スキャンによってエコーデ
ータを取り込ませた後、オペレータはフリーズボタン１
３Ｅを押すことになる。コントローラ３１はこのフリー
ズ指令を入力すると（ステップ１６１）、送信ユニット
２１のスキャンを停止させる一方で、フリーズ信号Ｓｆ
をＤＳＣ２４およびイメージメモリ２５に送って、それ
まで取り込んだ画像を表示させる（ステップ１６２）。
次いで、オペレータはトラックボールなどを利用して差
分演算に使用する２枚の画像Ａ，Ｂを表示画面上で選択
する（ステップ１６３）。この表示画像には、その画像
が何秒のフレーム間隔（気泡を溜めている時間）でスキ
ャンされたかを示すデータが表示されている。

【００９８】画像選択後、コントローラ３１はオペレー
タにより差分開始ボタン１３Ｆが押されたかどうかを検
知する（ステップ１６４）。この検知がなされたとき
に、コントローラ３１は差分開始信号Ｓdif を差分演算
ユニット５３に送出し、そのユニット５２に、選択され
た画像Ａ，Ｂ相互間の輝度値差分を画素毎に演算させ、
この差分画像データをＤＳＣ２４に出力させる（ステッ
プ１６５）。このようにフリーズ後、イメージメモリ２
５に記録されていた画像を任意に読み出し、その差分画
像を作成し、表示させることができる。

【００９９】この差分演算による効果には従来にはない
顕著なものがある。図１７に例示するフレーム間隔対エ
コー信号強度のグラフから分かるように、血管１，２の
曲線は、十分長い時間のフレーム間隔をとった場合、両
曲線ともほぼ同等な信号値（染影輝度）に収束する。そ
れは、同図の場合、フレーム間隔を示す横軸上で０．４
秒以上の範囲である。両曲線の違いはその０．４秒のフ
レーム間隔までの気泡の供給速度に在る。仮に０．２秒
間隔でフラッシュエコー方に拠る送信を行えば、血管１
の方が大きな染影度を呈する（同図中の点１Ａと点２Ａ
を参照）。このため、フレーム間隔が０．４秒間隔の画
像から０．２秒間隔の画像との間で差分が演算される
と、血管１の点１Ａ、１Ｂ間には輝度差は殆ど無いた
め、画素値はキャンセルされ、殆ど零になる。しかし、
血管２の場合、点２Ａ，２Ｂ間には差があるため、この
差分が画像化される。

【０１００】結局、上述のように適度なフレーム間隔の
画像間で差分処理を行うことで、ある特定の血流速度レ
ンジの血流情報を抽出して表示できる、というユニーク
な利点がある。この表示はループ再生などが好適であ
る。

【０１０１】なお、この差分処理を連続的に行った画像
をイメージメモリ２５に再度記憶させておいて、また
は、別のメモリに記憶させておき、複数枚の差分画像に
ついてのＴＩＣデータをＴＩＣ演算ユニット２６に演算
させることもできる。また差分演算とリアルタイムにＴ
ＩＣ演算を実施させるようにしてもよい。

【０１０２】また、上述した差分演算は、フリーズ状態
にて後処理として実施する手法に限定されず、リアルタ
イムに実施してもよい。例えば、スキャンに伴いＤＳＣ
２４からほぼリアルタイムに得られる画像データを予め
定めたフレーム間隔毎に差分演算ユニット５３に読み込
み、差分可能なデータが揃った時点で差分を画素毎に行
い、この差分結果をＤＳＣ２４に戻して、例えば分割態
様で断層像と共に表示させるようにしてもよい。

【０１０３】上述した各実施形態およびその変形例は単
なる例示であって、本発明の範囲を限定することを意図
するものではない。本発明の範囲は特許請求の範囲の記
載にしたがって決まるもので、本発明の範囲を逸脱しな
い範囲において様々な態様の超音波診断装置を実施する
ことができる。

【０１０４】

【発明の効果】以上説明したように、本願の１つの発明
に係る装置および方法によれば、例えば超音波造影剤を
被検体に投与した状態で、送信音圧などの送信パワー条
件を受信信号が最大になるように適応制御することを要
旨したため、コントラストエコー法において常に送信パ
ワー条件が造影剤を成す気泡の消失を著しく抑制するこ
とができ、最適化された送信パワー条件によって最も造
影効果が高い高画質の断層像を得ることができる。この
結果、種々の画像処理機能をより効果在らしめることが
可能になり、血管部の血流動態やパーフュージョンの検
出による臓器実質レベルの血行動態の観測及びそれらの
定量評価、鑑別診断を安定かつ高精度に行うことができ
る。

【０１０５】また、本願の別の発明によれば、被検体に
超音波造影剤を投与した状態で受信信号が最大となるよ
うに送信パワー条件を適応制御し、この後に送信パワー
条件を一時的に高い送信パワー条件に上げ、この後に最
適化された送信パワー条件に復帰させて受信信号の輝度
変化曲線（ＴＩＣ）のデータを経時的に測定するように
したため、送信音圧などの送信パワー条件の最適化によ
って最も造影効果を確保して、コントラストエコー法を
確実かつ安定して実施できる。同時に、一回のコントラ
ストエコー法実施の中で、送信パワー条件の最適化から
ＴＩＣ測定までを一貫して自動的に実施できるので、オ
ペレータの操作上の労力が軽減されることから、操作性
や操作能率に優れ、患者スループットの向上にも寄与す
る。

【０１０６】本願のさらに別の発明によれば、造影剤を
投与した被検体の同一部位に関する複数枚の画像を収集
する間に超音波パルス信号の送信フレームレートを積極
的に変化させてスキャンする構成や、このスキャンによ
って得られた２枚の画像の差分を演算する構成を主要部
としたため、造影剤を成す微小気泡が超音波照射によっ
て崩壊するという物理的性質を積極的にコントロールで
き、血流情報の定量化、鑑別診断に新たな情報を提供で
き、計測法の豊富化と充実化によって、より詳細な血流
情報を提供できる。

【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
のブロック図。

【図２】送信条件コントローラの制御例を示す概略フロ
ーチャート。

【図３】送信音圧と超音波照射によって消失しないで残
る気泡（超音波造影剤）の数との関係を定性的に示す
図。

【図４】本発明の第２の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【図５】本発明の第３の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【図６】送信音圧の表示に関する２つの例を示す図。

【図７】本発明の第４の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【図８】送信条件コントローラの制御例を示す概略フロ
ーチャート。

【図９】本発明の第５の実施形態に係る超音波診断装置
のブロック図。

【図１０】本発明のフレーム間隔の制御例を従来技術と
比較して説明するシーケンス。

【図１１】フレーム間隔と微小機能の崩壊の様子とを説
明する図。

【図１２】フレーム間隔とエコー信号強度の定性的な関
係を説明するグラフ。

【図１３】フレーム間隔のシーケンスの変形例を示す
図。

【図１４】フレーム間隔を変化させるスキャンモードへ
の設定過程を示す粗いフローチャート。

【図１５】本発明の第６の実施形態に係る超音波診断装
置のブロック図。

【図１６】差分画像演算のための送信条件コントローラ
の制御例を示す粗いフローチャート。

【図１７】差分画像の効果を説明するためのフレーム間
隔とエコー信号強度の定性的な関係を示すグラフ。

【符号の説明】 １１ 装置本体 １２ 超音波プローブ １３ 操作パネル ２１ 送信ユニット ２２ 受信ユニット ２３ レシーバユニット ２４ ＢモードＤＳＣ ２５ イメージメモリ ２６ ＴＩＣ演算ユニット ２７ ドプラユニット ２８ 表示データ合成器 ２９ 表示器 ３１ 送信条件コントローラ ４３ ドプラユニット ４１ ドプラコントローラ ４２ レンジゲート回路 ４４ Ｓ／Ｈ回路 ４６ Ａ／Ｄ変換器 ４７ 周波数解析器 ５１ 送信音圧表示プロセッサ ５３ 差分演算ユニット

Claims (20)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体内に送信した超音波パルス信号の
   反射成分を受信し、この受信に伴う受信信号に基づき前
   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、 前記超音波パルス信号を送信パワー条件に基づき送信す
   る送信手段と、前記受信信号が最大となるように前記送
   信パワー条件を適応制御して最適化する適応制御手段と
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 【請求項２】 請求項１記載の発明において、 前記反射成分は、前記被検体内に注入した超音波造影剤
   により前記超音波パルス信号が反射される成分を含むよ
   うにした超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項２記載の発明において、 前記送信パワー条件は、前記送信手段に備えられた超音
   波プローブが出力して前記被検体内の音場のレベルを変
   化させるパラメータである超音波診断装置。
4. 【請求項４】 請求項３記載の発明において、 前記パラメータは前記超音波プローブを駆動する駆動電
   圧、または、その超音波プローブに含まれる送信駆動素
   子の数である超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項２記載の発明において、 前記適応制御手段は、前記被検体内の診断に供する関心
   領域の全体からの反射成分に拠る前記受信信号に基づき
   前記送信パワー条件を適応制御する手段である超音波診
   断装置。
6. 【請求項６】 請求項２記載の発明において、 前記適応制御手段は、前記被検体内の診断に供する関心
   領域の一部の反射成分に拠る前記受信信号に基づき前記
   送信パワー条件を適応制御する手段である超音波診断装
   置。
7. 【請求項７】 請求項２記載の発明において、 前記適応制御手段は、前記被検体内の診断に供する関心
   領域において操作者が指定した部位からの反射成分に拠
   る前記受信信号に基づき前記送信パワー条件を適応制御
   する手段である超音波診断装置。
8. 【請求項８】 請求項２乃至７のいずれか一項に記載の
   発明において、 前記送信手段および適応制御手段は、前記被検体のＢモ
   ード像、ＣＦＭモード像、またはパルスドプラモードの
   画像を得るモードで動作する手段である超音波診断装
   置。
9. 【請求項９】 請求項２記載の発明において、 前記適応制御手段により適応制御される前記送信パワー
   条件を表示する表示手段を備えた超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 請求項９記載の発明において、 前記表示手段は、前記送信パワー条件の適応制御状態を
    リアルタイムに表示する手段である超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 被検体内に送信した超音波パルス信号
    の反射成分を受信し、この受信に伴う受信信号に基づき
    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、 前記超音波パルス信号を送信パワー条件に基づき送信す
    る送信手段と、前記被検体に超音波造影剤を投与した状
    態で前記受信信号が最大となるように前記送信パワー条
    件を適応制御して最適化する適応制御手段と、この最適
    化の後に前記送信パワー条件を一時的に高い送信パワー
    条件に上げるパワー上昇手段と、このパワー条件を上げ
    た後に前記最適化された送信パワー条件に復帰させる復
    帰手段と、この復帰させた最適送信パワー条件の下で前
    記受信信号の輝度変化曲線（ＴＩＣ）のデータを経時的
    に測定する測定手段とを備えたことを特徴とする超音波
    診断装置。
12. 【請求項１２】 請求項１１記載の発明において、 前記測定手段は、前記受信信号に基づく画像データの複
    数フレーム分を記憶するメモリ手段と、このメモリ手段
    から前記データを読み出して前記輝度変化曲線のデータ
    を演算する演算手段を備えた超音波診断装置。
13. 【請求項１３】 請求項１１記載の発明において、 前記測定手段は、前記受信信号に基づく画像データをフ
    レーム毎かつ経時的に入力して前記輝度変化曲線のデー
    タをリアルタイムに演算する演算手段を備えた超音波診
    断装置。
14. 【請求項１４】 請求項１２または１３記載の発明にお
    いて、 前記測定手段は、前記受信信号に基づいて前記断層像を
    表示する表示手段と、表示された前記断層像上に操作者
    が関心領域を設定するための領域設定手段とを備え、前
    記演算手段は前記関心領域に相当する前記画像データか
    ら前記輝度変化曲線を演算する手段である超音波診断装
    置。
15. 【請求項１５】 被検体内に送信した超音波パルス信号
    の反射成分を受信し、この受信に伴う受信信号に基づき
    前記被検体の画像を得るようにした超音波診断装置にお
    いて、 前記被検体の同一部位に関する複数枚の前記画像を収集
    する間に前記超音波パルス信号の送信フレームレートを
    積極的に変化させるレート変化手段と、前記送信フレー
    ムレートに基づいて前記超音波パルス信号によるスキャ
    ンを行うスキャン手段を備えた超音波診断装置。
16. 【請求項１６】 請求項１５記載の発明において、 前記反射成分は、前記被検体内に注入した超音波造影剤
    により前記超音波パルス信号が反射される成分を含むよ
    うにした超音波診断装置。
17. 【請求項１７】 請求項１６記載の発明において、 前記レ−ト変化手段は、前記送信フレームレ−トを一定
    の規則性の下に変化させる手段である超音波診断装置。
18. 【請求項１８】 請求項１７記載の発明において、 前記レート変化手段は、前記送信フレームレートを操作
    者が任意に指定する手段、および、予め設定されている
    前記送信フレームレートの複数種の中から任意に選択す
    る手段の少なくとも一方を備える超音波診断装置。
19. 【請求項１９】 請求項１６記載の発明において、 前記スキャン手段のスキャンに応答した前記反射成分を
    受信して前記受信信号に処理する受信手段と、この受信
    信号に基づき画像データを生成する処理手段と、前記処
    理手段により得られた２フレーム分の画像データを選択
    する選択手段と、前記選択された２フレーム分の画像デ
    ータ間のフレーム間差分を演算する差分演算手段とを備
    えた超音波診断装置。
20. 【請求項２０】 超音波造影剤を投与した被検体内に可
    変可能な送信パワー条件に依存した超音波パルス信号を
    送信し、この被検体からの前記超音波パルス信号の反射
    成分を受信し、この受信に伴う受信信号に基づき前記被
    検体の断層像を得る超音波診断方法において、 前記送信パワー条件を徐々に下げつつ、この送信パワー
    条件を下げたときの前後の前記受信信号の強度を比較
    し、この比較結果に基づいて前記受信信号が最大となる
    ように前記送信パワー条件を適応制御することを特徴と
    する超音波診断方法。