JP2001212144A - 超音波診断装置及び超音波画像化方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】コントラストエコー法の実施に際し、微小血流
を周辺の組織から確実に区別して描出能を向上させ、か
つ、造影剤及び組織夫々をそれらの個々の最適状態で画
像化して画質を向上させる。 【解決手段】超音波診断装置は、スキャン領域を成す各
方向に対して超音波パルス信号を２回ずつ送信するとと
もに各回の送信に伴うエコー信号を受信する手段（１
２、２１、２２、３０）と、２回の送信に伴って受信さ
れるエコー信号同士を差分演算して差分信号を得る手段
（２３）とを備える。さらに、エコー信号と差分信号と
を独立して個別の断層像に生成する手段（２４〜２６、
３０、３２）と、その個別の断層像を同時に、例えば重
畳して又は並置して表示する手段（２６，２８）とを備
える。

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投与してコントラストエ
コー法に拠る画像化を行う超音波イメージングに関す
る。とくに、本発明は、超音波造影剤の微小気泡に拠る
過渡的信号を分離した超音波イメージングに関する。

【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、超音波診断装置もその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。

【０００３】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、循環器（心臓）、腹部（肝臓、腎臓な
ど）、乳腺、甲状腺、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。

【０００４】この超音波診断装置の分野において、最近
では、静脈投与型の超音波造影剤が製品化されている。
この造影剤は、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からのエコー
信号を増強し、血流動態の評価を行うために用いられ
る。このイメージング法はコントラストエコー法と呼ば
れている。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（動脈投与型コントラストエコー法）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。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、気泡というデリケートな物質の性質上、超
音波照射によって崩壊する。このとき、照射条件によっ
ては造影効果時間が極端に短縮するなどの事態が発生す
ることが分かっている。このような状況に鑑み、近年、
持続性・耐圧型の造影剤も開発されているが、主成分が
気泡であるので、崩壊現象は基本的には変わらない。一
方、造影剤が体内にあまり長く止まることは侵襲性の増
大につながる懸念もある。

【０００５】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、及び、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。この気泡消失現象について
は既に様々な報告がなされており、後述するフラッシュ
エコーイメージング（ＦＥＩ）もこの現象に基づくイメ
ージング法である。

【０００６】造影剤を用いた診断法の内、最も基本的な
診断法は、造影剤に拠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。さ
らに進んだ診断法は、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、及び、ＲＯＩ内の造影剤によるエ
コー輝度の経時変化（Ｔｉｍｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ
Ｃｕｒｖｅ ：ＴＩＣ）、または最大輝度などを求める
手法である。

【０００７】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（ＨＩ）法に拠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・検出するイメー
ジング法である。生体臓器は比較的、非線形挙動を起こ
し難いため、このハーモニックイメージング法によって
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。

【０００８】なお、生体臓器などの組織からのエコー信
号にも、造影剤からのそれに比べて、微小なレベルでは
あるが、非基本波成分（主に高調波成分）が含まれ、ト
ータルの受信エコー信号に混在するという事実が既知と
なっている。このような組織からの高調波成分は、通
常、ティッシュハーモニック信号と呼ばれ、この信号に
基づくイメージングをティッシュハーモニックイメージ
ング（ＴＨＩ）法と呼ばれている。

【０００９】非線形信号（主に高調波信号）を検出・画
像化する具体的な手法には、高域通過型エコーフィルタ
を使って基本波成分を遮断し、フィルタリングされた高
調波成分のみで画像を再合成する手法と、逆位相パルス
加算法（パルスインバージョン法）と呼ばれる方法で高
調波成分を抽出し、この高調波成分に基づき画像を再合
成する手法とが知られている。

【００１０】この内、逆位相パルス加算法は具体的に
は、例えば米国特許第５，６３２，２７７号により提案
されている。このイメージング法は、位相差を互いに１
８０°に設定した２つの超音波パルスを各ラスタに対し
て夫々送信し（合計２回送信する）、それらのエコー信
号を受信して加算し、この加算信号で画像化する手法を
採る。この加算処理により、エコー信号内の線形な基本
波成分は波形反転して加算されるので、互いにキャンセ
ルされ、２倍高調波成分は残留する（１８０°×２＝３
６０°）。この手法は、１ラスタ当たりに２パルスの送
受信を行なう必要があるため、フレームレートは低下す
るが、高域通過型エコーフィルタを使用する場合のよう
なフィルタ設計が不要になる一方で、広帯域の送信パル
スを使用することができ、これにより空間解像度を上げ
ることができる。

【００１１】ところで、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を利用して、フラッ
シュエコーイメージング（Ｆｌａｓｈ Ｅｃｈｏ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ）法（又は、トランジェントレスポンスイメ
ージング法とも呼ばれる）と呼ばれる撮像手法が提案さ
れており、これにより輝度増強を改善できることが報告
されている（例えば、文献「６７−９５ フラッシュエ
コー映像法の検討（１）、神山直久等、第６７回日本超
音波医学会研究発表会、１９９６年６月」、又は、特開
平８−２８０６７４号公報参照）。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フレームの割合で間
欠的に送信にするもので、その間欠時間の間、スキャン
領域に割らずに密集させた微小気泡を、間欠送信によっ
て一度に消滅させて、高いエコー信号を得ようとする手
法である。

【００１２】なお、上述したハーモニックイメージング
法とフラッシュエコーイメージング法は互いに相反する
手法ではなく、それらを組み合わせて同時に使用するこ
とができる。これら２つの手法の位置付けを示すと、ハ
ーモニックイメージング法については、 ａ）基本波イメージング ｂ）フィルタに拠るハーモニックイメージング ｃ）逆位相パルス加算法 が同一分類に属し、ａ）〜ｃ）項の中から何れか一つの
方法が選択されて使用される。一方、フラッシュエコー
イメージング法については、 ａ´）連続送信法 ｂ´）フラッシュエコーイメージング法（即ち間欠的送
信法） が在り、ａ´）又はｂ´）項が選択される。同時に、前
者のａ）〜ｃ）項の何れかの手法と後者のａ´）又はｂ
´）項の手法とは併存させることができる。

【００１３】上述した如く、静注型造影剤を用い、ハー
モニックイメージング法やフラッシュエコーイメージン
グ法などのイメージング法を適宜な態様で用いること
で、臓器実質の微小血流、すなわちパフュージョンを画
像化することが可能になった。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
イメージング法は、如何なる場合でもパフュージョンを
安定して画像化できるというものではなく、以下に挙げ
るような、頻発する問題を抱えている。

【００１５】１つ目は、ティッシュハーモニック信号に
起因して診断能が低下することである。

【００１６】臓器の組織から発生するティッシュハーモ
ニック成分は、前述した如く、基本的には、造影剤から
のそれよりも強度の点で低いが、しかし、実際には血流
診断を困難にするという事態が頻発している。ティッシ
ュハーモニック信号は個人差があり、信号強度が比較的
大きい被検者も多い。経験的には、肝臓の診断時におい
て、肝硬変、脂肪肝等とそうでない場合とでエコー輝度
は大きく異なることが分かっている。ティッシュハーモ
ニック信号は超音波伝搬の非線形性に因るものであるか
ら、送信超音波パルスの音圧（出力）を上げると増大す
る。これに対し、造影剤からのエコー信号の方は、送信
超音波パルスの音圧を所定値よりも増加させると、瞬時
に消失してしまう傾向にある。この結果、造影剤を投与
する前に臓器自体のエコー輝度が上昇してしまい、その
投与後において、血管が細い部分（とくに血流が微小な
部分）について、画像化されたエコー輝度が造影剤に因
るものか否かの確認が困難になってしまうことが多い。
なお、この問題は逆位相パルス加算法にも当てはまるこ
とである。

【００１７】２つ目の問題は、画像の生成及び表示の処
理の最適化に関する。

【００１８】各ラスタ上で得られたエコー信号を断層像
に再合成し、表示するまでの工程には、様々な処理が関
与する。現在、それらの処理は、個々の診断領域に応じ
て最適化されている。例えば、肝臓などの動きが比較的
少ない臓器を観察する場合、高いフレームレートは不要
であるので、走査線密度を高めて解像度を上げている。
また、同じ理由により、過去のフレーム画像の残像を加
算して、ノイズなどに因る画像のチラツキを抑えてい
る。心臓の場合には、輝度の空間微分処理を行ない、心
臓壁の境界を強調し、心内外膜の描出能を高める処理も
行なわれている。

【００１９】これに対し、造影剤の微小気泡からのエコ
ー信号を最適状態で描出しようとする場合、常に、上述
した組織描出処理が当てはまるとは限らない。微小気泡
の集合は細かなスペックルパターンを示すことがあり、
合わせて消失現象も生じているため、造影剤、すなわち
微小血流がチラチラと動いて見えることがある。これに
より、造影剤に因る輝度上昇に加え、スペックルパター
ンに因る視認性の向上の効果が得られている。かかる状
態において、前述のようなフレーム残像処理や微分処理
を行なうと、逆に、造影剤からのエコー信号の視認性が
低下してしまう。

【００２０】この問題を回避するため、従来実施されて
いる実際のコントラストエコー法にあっては、微小気泡
の挙動の方を重視した画像生成条件を経験的に設定する
ことが多い。しかし、そのような場合、結果的には、臓
器組織の描出状態が最適状態から大きく外れ、その描出
能が著しく低下してしまうという問題が招来される。

【００２１】本発明は、以上のような従来技術の有する
問題に鑑みてなされたもので、被検体に造影剤を投与し
てコントラストエコー法を実施するときに、造影剤、す
なわち微小血流を周辺の組織から確実に区別して描出能
を向上させ、かつ、造影剤及び組織夫々をそれらの個々
の最適状態で画像化して画質を向上させ、これにより、
微小血流の診断能を向上させることができる超音波イメ
ージング法を提供することを、その目的とする。

【００２２】

【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、本発明の超音波診断装置は、その１つの態
様によれば、微小気泡を主成分とする超音波造影剤を投
与した被検体をビーム状の超音波パルス信号でスキャン
して、そのスキャン領域の画像を得る装置であり、前記
スキャン領域を成す各方向に対して前記超音波パルス信
号を複数回ずつ送信するとともに各回の送信に伴うエコ
ー信号を受信するスキャン手段と、前記複数回の送信の
内の２回の送信に伴って受信されるエコー信号同士を差
分演算して差分信号を得る差分演算手段と、前記複数回
の送信の内の何れかの送信に伴って受信されるエコー信
号と前記差分信号とを独立して個別の断層像に生成する
生成手段と、前記個別の断層像を同時に表示する表示手
段とを、備えたことを特徴とする。

【００２３】例えば、複数回の送受信は、前記各方向を
成す各走査線当たり２回の送受信である。好適には、生
成手段は、前記２回の送信に伴って受信される第１及び
第２のエコー信号の内の何れか一方と前記差分信号とを
相互に独立した処理条件で信号処理して２つの断層像の
画像データに処理する処理手段を備える。一例として、
処理条件は、受信ゲイン、ダイナミックレンジ、エコー
フィルタの遮断周波数及び帯域、及びフレーム間残像処
理の内の少なくとも１つを含む。また、処理条件は、エ
コー信号の強度をビデオ画面にマッピングするときに実
行される補間処理法及びカラーコーディング法の内の少
なくとも１つを含む態様であってもよい。

【００２４】さらに、表示手段は、前記個別の断層像を
相互に異なるカラーで表示する手段を有していてもよ
い。

【００２５】また、例えば、表示手段は、前記個別の断
層像を、何れか一方に他方を重畳して表示する。このと
き、一方の断層像としての前記エコー信号に拠る断層像
に他方の断層像としての前記差分信号に拠る断層像が重
畳して表示される。好適には、一方及び他方の断層像の
うちの片方の像がグレイスケール表示され且つもう片方
の像がカラー表示される。別の好適な例は、表示手段
が、一方及び他方の断層像を相互に異なるカラーで表示
する手段を有することである。さらに、表示手段は、前
記個別の断層像を画面上で並べて表示する手段であって
もよい。

【００２６】これにより、例えばスキャン中において、
造影剤由来の過渡的なエコー成分が差分信号として、元
のエコー信号から分離抽出され、しかも、この差分信号
と元のエコー信号とが互いに独立した状態で信号処理さ
れて別個の断層像に生成される。この別々の断層像は同
時に表示される。つまり、断層像を重畳したり並置した
りして同時表示する段階まで、過渡的な造影剤エコー像
と定常的な組織エコー像とが個別に最適状態で信号処理
される。

【００２７】つまり、これは、１）：従来のハーモニッ
クイメージング法では、基本波及び非基本波を混在させ
た１種類のエコー信号をプローブから表示器まで通して
処理し、２）：従来のパルスインバージョン法では、２
回の送信に係る２つのエコー信号をレシーバ前で合成
し、その後、１種類の信号を処理して表示する、いずれ
の方法とも根本的に信号処理の仕組みが異なる。本発明
の信号処理は、３）：組織由来のエコー信号と造影剤由
来のエコー信号とをプローブからフレームメモリ（デー
タ合成器）まで独立して処理し、表示のときに合成する
ことと等価である。

【００２８】したがって、造影剤エコー像と組織エコー
像との描出能が共に向上し、また、組織の微小血流が組
織エコーに阻害されて視認性が低下するということも確
実に排除される。加えて、このコントラストエコー法に
より組織の微小血流の動態を観察するとき、その観察対
象である造影剤エコー像に加えて、組織エコー像が常に
同時に提供されるので、微小血流分布の空間的な位置把
握も容易になる。

【００２９】ところで、本発明に係る画像化は、スキャ
ン中ばかりでなく、スキャン後（診断後）に改めて記憶
データから表示することで達成できる。

【００３０】このためには、例えば、前記生成手段は、
個別の断層像の画像データを個別に記憶し且つ個別に読
出し可能な画像記憶手段を有する。好適には、表示手段
は、画像記憶手段から断層像の画像データを個別に読み
出す手段と、この読出した画像データに基づく個別の断
層像の重畳表示、並列表示、及び何れかの断層像の単独
表示の表示態様を切り換えて指令可能な手段を有する。
例えば、表示手段は、読み出した画像データがエコー信
号及び差分信号の何れに対応したデータであるかに応じ
て補間処理法及びカラーコーディング法の内の少なくと
も１つを相互に独立設定して当該画像データをビデオ画
面にマッピングする手段を含む。

【００３１】さらに、本発明の超音波診断装置の別の態
様によれば、前述の基本態様と同等の装置構成におい
て、前記エコー信号の代わりに、前記複数回の送信の内
の２回の送信に伴って受信されるエコー信号同士を加算
平均して加算平均信号を演算する加算演算手段を備え、
前記差分信号とこの加算平均信号とを独立して個別の断
層像に生成し、同時に表示することを特徴とする。

【００３２】この場合、好適には、複数回の送受信は、
前記各方向を成す各走査線当たり２回の送受信である。
また、生成手段は、加算平均信号と差分信号とを相互に
独立した処理条件で信号処理して２つの断層像の画像デ
ータに処理する処理手段を備えることが望ましい。さら
に、表示手段は、好適には、個別の断層像を互いに重畳
又は並置した状態で表示する手段である。

【００３３】また、本発明の超音波診断装置の別の態様
として、前記差分演算手段は、前記複数回の送信の内の
第１回目の送信に伴って受信されるエコー信号と第２回
目以降の何れかの送信に伴って受信されるエコー信号と
の差分演算を行なう手段であり、前記加算演算手段は、
前記複数回の送信の内の第１回目の送信に伴って受信さ
れるエコー信号と第２回目以降の何れかの送信に伴って
受信されるエコー信号との加算平均を行なう手段であ
る、ように構成してもよい。

【００３４】また、本発明では、前記第１、第２の態様
において、前記スキャン手段は、前記微小気泡を励起す
るための超音波信号を前記各方向に付加的に送信する手
段として構成してもよい。このときの励起用の超音波信
号の付加的な送信は、前記複数回の送信の内の２回の送
信の間に時間的に介在させることが好適である。

【００３５】さらに、本発明では、前記第１、第２の態
様において、前記表示手段は、前記個別の断層像の重畳
表示、並列表示、及び何れかの断層像の単独表示に拠る
表示態様を切換指令可能な手段を有する、ことが望まし
い。

【００３６】一方、本発明に係る超音波画像化方法の１
つの態様によれば、スキャン領域を成す各方向に対して
超音波パルス信号を複数回ずつ送信するとともに各回の
送信に伴うエコー信号を受信し、その複数回の送信の内
の２回の送信に伴って受信されるエコー信号同士を差分
演算して差分信号を求め、複数回の送信の内の何れかの
送信に伴って受信されるエコー信号と前記差分信号とを
独立して個別の断層像に生成し、これらの個別の断層像
を同時に表示することを特徴とする。

【００３７】また、この超音波画像化方法の別の態様と
して、前記複数回の送信の内の２回の送信に伴って受信
されるエコー信号同士を加算平均して加算平均信号を演
算し、この差分信号と加算平均信号とを独立して個別の
断層像に生成し、これらの個別の断層像を同時に表示す
るという構成であってもよい。

【００３８】

【発明の実施の形態】以下、この発明の実施形態を図面
に基づき説明する。

【００３９】（第１の実施形態）第１の実施形態を、図
１〜１１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ようにした全ての関心部位
の診断に適用できるが、以下では、肝臓実質または心臓
筋肉に流入する造影剤（すなわちパフュージョン）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
る機能を有する超音波診断装置について説明する。

【００４０】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と、及び操作パネル１３とを備
える。

【００４１】操作パネル１３は、キーボード１３Ａ、ト
ラックボール１３Ｂ、マウス１３Ｃ、及び操作パネル回
路１３Ｄを備えている。これらの操作デバイスは、操作
者が従来装置と同様に患者情報、装置条件、ＲＯＩ（関
心領域）などを入力又は設定するために使用されるほ
か、本発明に係る信号後処理のパラメータの設定・変更
及び表示態様の選択に使用される。

【００４２】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のスキ
ャン領域内の所望方向に送信する一方で、被検体から反
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。

【００４３】装置本体１１においてイメージングされる
モードには「Ｂモード」が用いられている。具体的に
は、装置本体１１は、プローブ１２に接続された超音波
送信器２１および超音波受信器２２、この受信器２２の
出力側に置かれた差分回路２３、レシーバ２４、Ｂモー
ドＤＳＣ（デジタル・スキャン・コンバータ）２５、デ
ータ合成器２６（カラーコーディング回路２７を搭載す
る）、表示器２８、及びイメージメモリ２９Ａ，２９Ｂ
を備える。また装置本体１１は、操作パネル１３からの
操作信号を受けるコントローラ３０、及び、このコント
ローラ３２０の指示に応答して動作するデータ発生器３
１、切換制御回路３１を備える。

【００４４】上述の各構成要素について、その構成及び
動作を説明する。

【００４５】超音波送信器２１は、図示しないパルス発
生器、送信遅延回路、およびパルサを有する。パルス発
生器は一定のパルス繰返し周波数（ＰＲＦ：ｐｕｌｓｅ
ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）に拠る
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コ
ントローラ３０から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
信指向性が指令されたスキャン方向に設定される。

【００４６】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超音波受信器２２に
取り込まれる。

【００４７】超音波受信器２２は、その入力側から順
に、プリアンプ、Ａ／Ｄ変換器、受信遅延回路、および
加算器（いずれも図示せず）を備える。プリアンプ、Ａ
／Ｄ変換器、及び受信遅延回路はそれぞれ、受信チャン
ネル分の回路を内蔵しており、デジタルタイプの受信器
に形成されている。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コ
ントローラ３０から与えられる。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、Ａ／
Ｄ変換器でデジタル信号に変換され、さらに受信遅延回
路により遅延時間が与えられた後、加算器で相互に加算
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
性の性能を総合することにより、送受信の超音波ビーム
の総合的な性能が得られる。

【００４８】超音波パルス信号は上述のようにビーム状
に収束させて送受信されるが、ここで、被検体のスキャ
ン面における各走査線に対するスキャン順（超音波パル
ス信号の送受信順）を図２に基づき説明する。なお、こ
のスキャン順は、スキャン面を形成する複数の走査線
（ラスタ）の夫々を２回ずつカバーすれば任意の順でよ
いが、同一の走査線に対しては時間的に近接しているこ
とが望ましい。また、スキャン法はセクタスキャン法に
限られず、リニアスキャン法、コンベックススキャン法
などであってもよい。

【００４９】図２に示すスキャン順は、特開平８−３３
６５２７号公報で提案されている２パルス差分法と呼ば
れるイメージング法を踏襲したもので、収束したビーム
状の超音波パルス信号により同一の走査線に２回ずつ連
続してスキャンし、走査線をセクタ状に移動させなが
ら、このスキャンを繰り返す。つまり、最初の走査線に
対してスキャン順（１）、（２）で、次の走査線に対し
てスキャン順（３）、（４）で、以下同様にして、最終
の走査線に対してスキャン順（２３９）、（２４０）で
スキャンがそれぞれ実施される。この例では、したがっ
て、総走査線数１２０本に対して２回ずつ、すなわち２
４０回のスキャンが行なわれる。

【００５０】このスキャン法によれば、各走査線上から
２回の送信夫々に対応した２つのエコー信号が収集され
る。そこで、本実施形態では、後述するように、この２
つのエコー信号の相互差分が演算され、差分信号が生成
される。この差分処理により、定常的で２つの送信パル
ス印加の間に位置変化の無い又は殆ど無い組織エコーな
どのエコー成分（これを定常的成分と呼ぶ）は相殺され
る。一方、超音波照射により造影剤の微小気泡が励起さ
れ、そのサイズ変化や崩壊現象が起こることに因って、
２つの送信パルス印加時それぞれのエコー信号成分は互
いに信号強度などの点で異なる。このため、２つのエコ
ー信号間の互いに相違する成分（これを過渡的（又は非
定常的）成分と呼ぶ）が差分信号として残存・抽出され
る。

【００５１】なお、本発明では、後述するように、かか
る差分信号に加えて、差分する前のエコー信号を用い、
コントラストエコー法のより最適な画像化を行なうこと
を特徴としている。

【００５２】図１に戻って、超音波受信器２２の加算器
の出力端は差分回路２３に接続されている。

【００５３】この差分回路２３は、図３に示す如く、電
子的に出力経路を切替え可能な１入力２出力型の電子ス
イッチ４１、２個のラインメモリ４２Ａ，４２Ｂ、及び
１個の減算器４３を備える。

【００５４】これにより、受信器２２から出力したエコ
ー信号は電子スイッチ４１により超音波パルス信号のス
キャン（送受信）順（１）〜（２４０）に応じて切り替
えられ、エコー信号１又は２を生成する。このスイッチ
切換は切換制御回路３２から与えられるスイッチ信号Ｓ
Ｓにより制御される。送受信順、すなわちスキャン順が
（１）、（３）、（５）、…、（２３９）の奇数番目と
きには一方の出力端子に切り換えられてエコー信号１が
生成され、（２）、（４）、（６）、…、（２４０）の
偶数番目のときにはもう一方の出力端子に切り換えられ
てエコー信号２が生成される。

【００５５】エコー信号１を生成する一方のスイッチ出
力端は一方のラインメモリ４２Ａを介して減算器４３の
＋入力端に接続され、一方、エコー信号２を生成するも
う一方のスイッチ出力端はもう一方のラインメモリ４２
Ｂを介して減算器４３の−入力端に接続されるととも
に、そのまま取り出されて差分回路２３の出力の１つを
成している。また、減算器４３の出力はそのまま取り出
されて差分回路２３の出力の別の１つを成している。こ
のため、差分回路２３の出力は、減算器４３の出力に拠
る差分信号Ｓ（＝エコー信号１−エコー信号２）と、エ
コー信号２との２つになる。なお、減算器４３をライン
メモリ４２Ｂ側に設けることもでき、エコー信号２の代
わりにエコー信号１を使用してもよい。

【００５６】図１に示す如く、上述の差分回路２３の出
力端は、レシーバ２４及びＢモードＤＳＣ２５を順に経
由してデータ合成器２６に至る。これらレシーバ２４、
ＢモードＤＳＣ２５、及びデータ合成器２６は、差分回
路２３の２系統の出力信号、すなわち差分信号Ｓ及びエ
コー信号２の夫々に対応して２系統、設けられ、機能的
には信号別に独立したパラメータや条件の設定に基づく
信号処理が実行可能になっている。なお、この独立した
パラメータや条件は、操作者が操作パネル１３のキーボ
ードやマウスから信号２及びＳの別に手動設定可能にな
っているが、このパラメータや条件を信号別に予めデフ
ォルトとして固定設定しておいてもよい。

【００５７】かかる独立した信号処理は本発明の特徴の
１つを成すもので、定常的信号成分である組織からのエ
コー信号の後処理と過渡的信号成分である造影剤からの
エコー信号の後処理とを、両信号の画像の重畳前に互い
に独立して最適化することある。この独立した信号処理
の流れを図４に概念的に示す（本図では、各ユニットに
おける２つの処理は並列的に行なわれるかの如く見える
が、後述する如く、各ユニットにおいて時分割方式で２
つの処理が行なわれ、機能的に独立した処理であればよ
い）。

【００５８】レシーバ２４は、図示しないが、ハードウ
エア回路としては、対数増幅器、包絡線検波器及びデジ
タルエコーフィルタなどを１系統、備える。ハーモニッ
クイメージング法を実施する装置の場合、このデジタル
エコーフィルタには、超音波パルス信号の送信周波数の
例えば２倍の高調波成分のみを通過させる高域通過型エ
コーフィルタの特性が付与される。このレシーバ２４に
より、受信指向性が与えられた各走査線方向のエコー信
号がデジタル量の状態で対数増幅され、包絡線検波さ
れ、さらに所望帯域のフィルタリング施される。この結
果生じるエコー信号は更にＢモードＤＳＣ２５に送られ
る。

【００５９】このレシーバ２４は、差分回路２３から差
分信号Ｓ及びエコー信号２を順次受け、それぞれの信号
に対して、同一のハードウェア回路により、その回路に
各別に設定したパラメータの元で時分割方式で上述した
信号処理（２４Ａ，２４Ｂ：図４参照）を交互に切り換
えて実行する。この切換は、切換制御回路３２から送ら
れてくる切換指令信号ＳＲに応答して制御される。時分
割方式を採用することで、ハードウェア回路が１系統で
済み、ハードウェア規模の増大を抑えることができる。
なお、この時分割方式の代わりに、上述したハードウェ
ア回路を２系統別個に用意して、差分信号Ｓ及びエコー
信号２それぞれを並列的に信号処理することも可能であ
る。

【００６０】レシーバ２４において差分信号Ｓ及びエコ
ー信号２に対して独立して実行される処理２４Ａ，２４
Ｂを説明する（図４参照）。レシーバ２４では基本的な
ゲインとダイナミックレンジが決定されるため、両信号
Ｓ及び２それぞれの強度に見合ったパラメータ設定が行
なわれる。

【００６１】（処理２４Ａについて）この内、エコー信
号２に対する、独立したパラメータ設定に基づく信号処
理２４Ａとしては、組織断層像を最適画質で描出せんが
ため、従来の超音波診断装置で行なわれているのと同様
な様々な処理がそのまま適用される。例えば、肝臓を描
出するときには、上述したレシーバ処理において、肝臓
のスペックルパターンを深度が変わっても均質にするよ
うに、デジタルエコーフィルタのパラメータとしての遮
断周波数及び帯域が深度毎に細かく調整されてフィルタ
リングされる。

【００６２】（処理２４Ｂについて）本発明者の知見に
よれば、差分信号Ｓの平均強度はエコー信号２のそれに
比べて、約−２０〜−３０ｄＢであることが分かってい
る。このため、レシーバ２４のゲインレベル（パラメー
タ）がエコー信号２のときよりも高く設定される。ま
た、造影剤からのエコーに対しては、スペックルパター
ンの均一さよりもプローブの帯域が重視される。すなわ
ち、微小気泡からのエコーの強度がより大きい値として
検出されるようにエコーフィルタの帯域（パラメータ）
が設定される。さらに、この差分信号Ｓの処理２４Ｂに
は、ハーモニックイメージング用のエコーフィルタが設
定されることもある。

【００６３】レシーバ２４で信号処理（２４Ａ，２４
Ｂ）された差分信号Ｓ及びエコー信号２は各別にＢモー
ドＤＳＣ（デジタルスキャンコンバータ）２５に送られ
る。

【００６４】このＤＳＣ２５は、入力信号のそれぞれを
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、これをデータ合成器２６に送
るようになっている。この場合にも、ＤＳＣ２５の同一
のハードウェア回路により、その回路に各別に設定した
パラメータの元で時分割方式で、差分信号Ｓ及びエコー
信号２は個別に交互に切り換えてスキャン変換される
（２５Ａ，２５Ｂ：図４参照）。この切換は、切換制御
回路３２から送られてくる切換指令信号ＳＤに応答して
制御される。なお、前述と同様に並列処理も可能であ
る。

【００６５】ＢモードＤＳＣ２５において差分信号Ｓ及
びエコー信号２に対して独立して実行されるポストプロ
セス（ＰＰ）と呼ばれる処理２５Ａ，２５Ｂを説明する
（図４参照）。

【００６６】（処理２５Ａについて）エコー信号２の信
号処理２５Ａにあっては、組織の断層像に関して、必要
に応じて、その深度方向に輝度値の微分（輝度微分）が
行なわれ、組織の境界の強調処理が、基本作業であるス
キャン変換に追加して行なわれる。とくに心臓の場合、
かかる処理が最適である。また、動きの少ない腹部領域
の場合、フレーム相関処理が追加的に行われる。これ
は、過去のフレーム輝度の何割かを現在のフレームに合
成する処理であり、これにより、残像感のある画像が生
成され、ノイズのチラツキが低減される。

【００６７】（処理２５Ｂについて）差分信号Ｓに対す
るＢモードＤＳＣ２５での信号処理は、基本作業である
スキャン変換が主なものであり、処理２５Ａで説明した
追加的な輝度微分やフレーム相関処理は実行されない。
これにより、微小気泡の過渡的な振る舞いが認識し難く
なる状態が防止される。

【００６８】ＢモードＤＳＣ２５でスキャン変換された
差分信号Ｓ及びエコー信号２は各別にデータ合成器２６
に送られる。

【００６９】このデータ合成器２６は、送られてくる差
分信号Ｓ及びエコー信号２に拠る２フレーム分のＢモー
ド画像データを並べる或は重ねる等の処理によって１フ
レームの画像データに合成するとともに、データ発生器
３１から送られてくる文字、目盛などのデータ及び／又
はグラフィックデータをその画像データに重畳する。

【００７０】かかる合成処理は本発明の別の特徴を成す
もので、定常的信号成分である組織の断層像と過渡的信
号成分である造影剤の断層像とを同時に表示して診断に
供することにある。

【００７１】この両方の断層像の表示態様として、後述
するように複数のものが用意されており、どの表示態様
を選択するかの指令は、コントローラ３０から送信され
てくる選択信号ＳＰにより決まる。選択信号ＳＰは操作
者の指令に対応している。図５、８〜１０に、各種の表
示態様を例示する（この表示態様については、後で詳述
される）。

【００７２】この選択信号ＳＰにより指名された表示態
様がカラーコーディングの断層像を要求している場合、
データ合成器２６に内蔵されているカラーコーディング
回路２７が応答し、差分信号Ｓ及びエコー信号２に拠る
画像データにピクセル単位で各種のカラーコーディング
を施す。カラーコーディング処理されないピクセルの画
像データは、グレイスケール画像データとして取り扱わ
れる。

【００７３】この合成処理の際、データ合成器２６の同
一のハードウェア回路により、その回路に各別に設定し
たパラメータの元で時分割方式で、差分信号Ｓ及びエコ
ー信号２は個別に交互に切り換えて補間処理などの信号
処理２６Ａ，２６Ｂ（図４参照）が実行される。この切
換は、切換制御回路３２から送られてくる切換指令信号
ＳＺに応答して制御される。かかる時分割処理に代え
て、前述と同様に並列処理を採用してもよい。

【００７４】（処理２６Ａ）エコー信号２に関する信号
処理２６Ａには、補間処理が含まれる。この補間処理
は、ＤＳＣ２５により走査線の輝度信号を並び替えてス
キャン変換された信号を受けて再度、実行されるもの
で、各点のなるべく遠い区間の輝度信号が集められ、そ
の点毎に補間される。これにより、臓器スペックルパタ
ーンがより滑らかに結ばれたビットマップ情報を有する
画像データが生成される。

【００７５】（処理２６Ｂ）差分信号Ｓに関する信号処
理２６Ｂにも、補間処理が含まれるが、その処理内容は
異なる。造影剤の微小気泡からのエコー信号は過渡的で
あり、ある走査線のみについて大きな強度の差分信号が
得られるものの、その隣の走査線では微小気泡が消失
し、差分信号が殆ど得られないという場合も頻繁に起こ
り得る。この場合、上述した処理２６Ａの補間法に従う
と、全くランダムな輝度情報から無理な補間になる。つ
まり、遠い区間の輝度情報は殆ど意味が無いので、ここ
での処理２６Ｂの場合、近隣部のみの輝度情報を用いて
直線補間などの補間法が各点毎に実行される。

【００７６】このようにして合成された最終の画像デー
タは表示器２８に送られる。表示器２８では、画像デー
タは、内蔵されたＤ／Ａ変換器でアナログ量に変換さ
れ、ＴＶモニタなどのディスプレイ画面に被検体組織形
状を表す断層像として表示される。この断層像にあって
は、その所望部位にピクセル毎にカラーが付与されてい
る。表示器に被検体の組織形状の断層像として表示す
る。

【００７７】一方、イメージメモリ２９Ａ，２９Ｂは、
各々、ＢモードＤＳＣ２５に接続されるとともに、この
ＤＳＣ２５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何れか又は両
者）を記録するメモリ素子及びその書込み・読出し制御
回路を備える。なお、イメージメモリ２９Ａ，２９Ｂに
は、差分信号Ｓ及びエコー信号２に関する上述した処理
信号を各別に分けて記憶されるようになっている。つま
り、一方のイメージメモリ２９Ａには差分信号Ｓの処理
信号の記憶が、もう一方のイメージメモリ２９Ｂにはエ
コー信号２の処理信号の記憶がそれぞれ割り当てられて
いる。

【００７８】このようにイメージメモリ２９Ａ，２９Ｂ
に記憶された信号は、スキャン（診断）の最中又はその
後にフレーム単位で読み出して利用可能になっている。
この利用に際し、イメージメモリ２９Ａ，２９Ｂから読
み出された信号はＢモードＤＳＣ２５を通してデータ合
成器２６に送られ、同合成器において、その信号を画像
として表示するときの画像合成法が適宜な態様に変更、
調整される。この画像は表示器２９に送られて表示され
る。

【００７９】一方、コントローラ３０は、ＣＰＵ及びメ
モリを備えたコンピュータ構成で成り、予めプログラム
されている手順にしたがって、装置全体の動作を制御す
る。この制御動作には、送信器２１に対する送信制御
（送信タイミング、送信遅延など）、受信器２２に対す
る受信制御（受信遅延など）、データ発生器３１に対す
る文字情報や目盛などの表示データ生成の指令、操作者
が操作パネル１３を介して指令した表示態様に対応した
選択信号ＳＰを出力、操作者が操作パネル１３を介して
指令した信号処理パラメータに対応した制御信号ＳＣの
出力、切換制御回路３２の駆動制御、及び、その他の構
成要素の動作タイミングの制御などを含む。

【００８０】データ発生器３１は、コントローラ３０か
らの表示データ生成の指令に応答して、指定ＲＯＩ（関
心領域）の図形データやアノテーションなどの文字デー
タを生成してデータ合成器２６に送る。また切換制御回
路３２は、コントローラ３０からの動作指令に応答し
て、レシーバ２４、ＢモードＤＳＣ２５、及びデータ合
成器２６の信号処理を時分割方式でエコー信号２及び差
分信号Ｓそれぞれに対応して切り換える。これにより、
図４に示した如く、エコー信号２及び差分信号Ｓそれぞ
れが互いに独立して処理される形態が採られる。

【００８１】次に、図５〜１０を参照して、データ合成
器２６で合成処理に付される第１〜第４の表示態様を説
明する。この表示態様は操作者が任意に選択できる。な
お、本超音波診断装置は、図示しないが、エコー信号２
（又はエコー信号１）に拠るＢモード断層像を単独で表
示する機能も有している。

【００８２】（第１の表示態様）第１の表示態様に係る
データ合成処理の概要を図５に、その表示例を図６にそ
れぞれ示す。

【００８３】図５に示す如く、エコー信号２に拠る断層
像ＴＭ_２はほぼ従来の通りにＢモード像（グレイスケー
ル像）として生成される。差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭ
_Ｓについては、輝度値が所定しきい値以上の画素のみを
抽出し、その画素に例えば赤色や青色のカラーコーディ
ングを施してカラーマッピング像として生成される。こ
の後、エコー信号２に拠る断層像ＴＭ_２の画像データ
に、差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓの画像データが重畳
される。この重畳処理において、断層像ＴＭ_Ｓの画素が
存在するピクセルについては、このピクセルがもう一方
の断層像ＴＭ_２のそれに優先させ、それ以外のピクセル
については、断層像ＴＭ_２自体のピクセルが選択され、
これにより断層像の合成が行なわれる。

【００８４】この結果、図６に示す如く、一方の断層像
ＴＭ_２を背景像として、これにもう一方のＴＭ_Ｓが重畳
され、この重畳像が表示器２８に表示される。差分信号
Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓでは、所定のしきい値未満の画素
部分は透明に表されるので、その部分はもう一方の断層
像ＴＭ_２の地が現われる。断層像ＴＭ_Ｓによれば、差分
信号Ｓ、すなわち過渡的なエコー成分の存在領域周辺の
微妙な輝度変化の表示能は低下するが、かかる存在領域
が非常に明瞭に表示されるので、その領域を概略的に把
握することに優れている。

【００８５】（第２の表示態様）第２の表示態様に係る
データ合成処理の概要を図７に、その表示例を図８にそ
れぞれ示す。

【００８６】図７に示す如く、エコー信号２に拠る断層
像ＴＭ_２はＢモード像（グレイスケール像）として生成
される。差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓについては、そ
の画素に例えば赤色や青色のカラーコーディングを施し
てカラーマッピング像として生成される。この後、エコ
ー信号２に拠る断層像ＴＭ_２の画像データに、差分信号
Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓの画像データが重畳される。この
重畳処理において、一方の断層像ＴＭ_２を成す各ピクセ
ルの画素値（輝度値）に、もう一方の断層像ＴＭ_Ｓのそ
れが加算され、断層像が合成される。

【００８７】この結果、図８に示す如く、一方の断層像
ＴＭ_２を背景像として、これにもう一方の断層像ＴＭ_Ｓ
が重畳され、この重畳像が表示器２８に表示される。こ
の重畳像全体の輝度は、組織からのエコー信号に拠る輝
度の影響を受けるが、エコー信号２に拠る断層像ＴＭ_２
にも造影剤の輝度増強成分が含まれているので、結果と
して、カラー部分（エコー信号Ｓに拠る輝度部分）の視
認性が高まる。加えて、この場合に、エコー信号２の輝
度レンジを狭めることで（例えば２５６階調の輝度レン
ジを４０階調のそれに再割付する）、組織の描出能を高
い状態に保持しながら、差分信号Ｓをより明瞭に観察す
ることができる。

【００８８】本発明者の行なった検討によれば、上述の
ように処理した差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓは、カラ
ーマッピングせずに、グレイスケール表示であっても、
この断層像ＴＭ_Ｓが高輝度に表示されることから、比較
的良好な視認性が得られることが確認されている。

【００８９】（第２の表示態様の変形例）上述した第２
の表示形態は、以下の如く、表示輝度に再演算を加えて
実施することもできる。

【００９０】この変形例では、差分信号Ｓに拠る断層像
ＴＭ_Ｓに対する輝度比ａ（０≦ａ≦１）が用いられる。
この輝度比ａとして、操作者は操作パネル１３を用いて
任意値を指令可能になっている。この輝度比ａの任意値
はコントローラ３０を介してデータ合成器２６に送ら
れ、この合成器では以下の演算式に基づいた輝度値の再
演算が行なわれるようになっている。

【００９１】すなわち、データ合成器２６において、両
断層像ＴＭ_Ｓ及びＴＭ_２の画像データが相互に合成され
た後、合成画像の各表示ピクセルの輝度Ｂが

【数１】Ｂ＝ａ・ＴＭ_Ｓ＋（１−ａ）・ＴＭ_２ に基づき再演算される。このように輝度値が再演算され
た、合成後の画像データは、表示器２８に送られて表示
される。

【００９２】この結果、輝度比ａ＝１の場合、差分信号
Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓの成分が１００％を占める表示状
態に、反対に輝度比ａ＝０の場合、エコー信号２に拠る
断層像ＴＭ_２の成分が１００％を占める表示状態に、さ
らに、輝度比ａが０＜ａ＜１の場合、その比率に応じて
両断層像の成分が混合された表示状態となる。

【００９３】このため、操作者は、操作パネル１３を介
して、リアルタイムにスキャンを行なっている間、又
は、イメージメモリ２９Ａ、２９Ｂから記録画像データ
を呼び出して再生している間において、両断層像ＴＭ_Ｓ
及びＴＭ_２の混合比を自在に手動変更できる。したがっ
て、診断時に差分信号Ｓ又はエコー信号２の一方を強調
したり、弱めたりする操作を行ないながら重畳画像を得
て、スキャン状態の目視確認などを容易に行なうことが
できる。

【００９４】なお、上述した輝度比ａを調整する構成
は、スキャン中に操作パネルから手動で指令する態様に
限定されるものではなく、予め適宜な値をデフォルトと
して設定しておいてもよいし、このデフォルト値をスキ
ャン毎に事前に適宜な値に変更しておくようにしてもよ
い。

【００９５】（第３の表示態様）第３の表示態様に係る
表示例を図９に示す。

【００９６】図９に示す如く、エコー信号２に拠る断層
像ＴＭ_２及び差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭ_Ｓは、共に、
従来と同様のＢモード像（グレイスケール像）として生
成される。これらの断層像ＴＭ_２及びＴＭ_Ｓは画面上に
並置された状態で表示される。

【００９７】前述のように重畳表示する場合、造影剤部
位は容易に同定可能であるが、Ｂモードのスペックルパ
ターンの描画性を完全には保持できない。そこで、両断
層像ＴＭ_２及びＴＭ_Ｓをこのように並べて表示すること
で、それらの微小なスペックルパターンを確実に観察す
ることができる。

【００９８】（第４の表示態様）第４の表示態様に係る
表示例を図１０に示す。

【００９９】同図に示す表示形態は、第３の表示形態
（図９）を変形したもので、差分信号Ｓに拠る断層像Ｔ
Ｍ_Ｓを図９の画像から図２（第２の表示形態）のものに
置き換えたものである。つまり、図１０に示す如く、表
示器２８の画面左側にはエコー信号２に拠る断層像ＴＭ
_２が、右側には、図８と同様に生成された両信号２及び
Ｓに拠る「ＴＭ_２＋ＴＭ_Ｓ」の重畳画像が並置して表示
される。この「ＴＭ_２＋ＴＭ_Ｓ」の画像において、エコ
ー信号２に拠る画像ＴＭ_２の輝度レンジは大幅に狭めら
れる。

【０１００】これにより、組織の概略形状を重ねた状態
を、そうでない状態と比較して観察することが容易に行
なえる。この場合、詳細な画像は並置された断層像ＴＭ
_２として得られているので、詳細な画像情報も併せて同
時に提供される。

【０１０１】なお、このように２種類の断層像を並列表
示する場合の、各画像の大きさ若しくはその大きさの比
率は適宜に変更してもよい。また、上述した以外の表示
態様としては、従来と同様のエコー信号２に拠るＢモー
ド断層像のみを表示する態様も在る。

【０１０２】続いて、本実施形態の作用効果を説明す
る。

【０１０３】いま、微小気泡を主成分とする超音波造影
剤を持続投与しながら、例えば心臓筋肉に流入する造影
剤、すなわち組織血流のパフュージョンをコントラスト
エコー法で観察しているとする。

【０１０４】超音波パルス信号の送信に伴って、被検体
内の組織及び／又は造影剤で散乱した超音波エコーはプ
ローブ１２で受信され、その振動子で電気的なエコー信
号に変換される。このエコー信号はプローブ１２からチ
ャンネル毎に受信器２２に送られる。受信器２２では、
チャンネル毎のエコー信号がビームフォーカスされ、前
述した如く、収束されたエコー信号に形成される。この
エコー信号は差分回路２３に送られる。このエコー信号
はスキャン毎に生成される。

【０１０５】切換制御回路３２は切換信号ＳＳを例えば
オン・オフするので、これに応答して、差分回路２３の
電子スイッチ４１の出力先は、スキャン順（１）、
（２）、…、（２４０）に応じて、一方のラインメモリ
４２Ａ側又はもう一方のラインメモリ４２Ｂ側に選択的
に切り換えられる。つまり、図２に示す如く、スキャン
順が奇数番目のスキャン時には一方のラインメモリ４２
Ａにエコー信号１が一時記憶され、偶数番目のスキャン
時にはもう一方のラインメモリ４２Ｂにエコー信号２が
一時記憶される。

【０１０６】さらに、この差分回路２３では、一時記憶
されたエコー信号１及び２を用いて差分器２３により差
分が行なわれて差分信号Ｓ（「エコー信号１」−「エコ
ー信号２」）が得られると共に、何も演算が施されない
エコー信号２（エコー信号１でもよい）が得られる。

【０１０７】このエコー信号２及び差分信号Ｓは、レシ
ーバ２４、ＢモードＤＳＣ２５、及びデータ合成器２６
それぞれにおいて、切換制御回路３２からの指令信号Ｓ
Ｒ，ＳＤ，ＳＺに基づく時分割方式の切換制御によっ
て、図４に機能的に示した如く、相互に独立したパラメ
ータ及び条件に拠る信号処理を受ける。すなわち、エコ
ー信号２は、レシーバ２４においてレシーバ処理２４Ａ
を、続いてＤＳＣ２５においてスキャン変換処理２５Ａ
を、続いてデータ合成器２６において補間処理２６Ａを
受ける。一方、差分信号Ｓは、レシーバ２４においてレ
シーバ処理２４Ｂを、続いてＤＳＣ２５においてスキャ
ン変換処理２５Ｂを、続いてデータ合成器２６において
補間処理２６Ｂを受ける。

【０１０８】そして、データ合成器２６にて、操作者か
ら選択信号ＳＰを介して指令された表示態様に基づく最
終の断層像データに合成される。また、表示態様の内容
次第で、必要ピクセルがカラーエンコードされて、表示
器２８に送られる。指令される表示態様のうち、本発明
の特徴を具体化する表示態様によれば、エコー信号２に
拠る断層像ＴＭ２と差分信号Ｓに拠る断層像ＴＭＳとが
同時に表示される。

【０１０９】この表示については、一度選択された表示
形態でそのまま診断し続けることもできるが、手元の操
作パネル１３へのワンタッチ操作で、図１１に示す如
く、表示態様及びカラーを適宜に選択・変更し、複数種
の画像を順に表示させながら診断を行なってもよい。例
えば表示形態に関しては、同図（ａ）に示す如く、エコ
ー信号２のＢモード断層像の単独表示、エコー信号２に
拠る断層像と差分信号Ｓに拠る断層像の重畳表示（図
６，８参照）、及びエコー信号２に拠る断層像と差分信
号Ｓに拠る断層像の重畳表示（図９，１０参照）を適宜
な順に適宜なタイミングで切り換えることができる。ま
た、表示カラーに関しては、同図（ｂ）に示す如く、グ
レースケール、赤系カラーマッピング、及び青系カラー
マッピングを適宜な順に適宜なタイミングで切り換える
ことができる。カラーの種類については勿論、赤及び青
以外のものを選択できる。

【０１１０】このように本実施形態によれば、各走査線
に対する２つのエコー信号から２パルス差分法に基づい
て差分信号Ｓを演算しているので、造影剤由来の過渡的
なエコー成分を定常的な組織のエコー成分から確実に分
離することができる。そして、この分離した２つの信号
に対して、造影剤及び組織それぞれへの超音波照射の特
質等を独自に考慮して決められたパラメータ及び条件
（フレームレート、フレーム残像、空間輝度微分など）
に拠る後信号処理を各別に施すことから、エコー信号及
び差分信号のそれぞれは、後信号処理において、保有し
ているエコー情報を減じることなく、自信号に最適な状
態で独立処理される。つまり、検出されたエコー信号及
び演算された差分信号は、それぞれ、画像表示されたと
きに最大限の視認性を発揮可能な信号として生成され
る。

【０１１１】このエコー信号及び差分信号は、互いに分
離状態のまま、断層像の画像データに生成される。この
両断層像はその後に再合成され、１つの画像として表示
される。したがって、この表示画像には常に、造影剤か
らの過渡的なエコー成分に拠る画像情報と、主に組織か
らの定常的なエコー成分に拠る画像情報とが同一画面に
同時に含まれている。しかも、過渡的なエコー成分に拠
る画像情報と定常的なエコー成分に拠る画像情報の夫々
は、前述した相互独立の後信号処理を経た信号で形成さ
れているので、造影剤エコー像及び組織エコー像として
それぞれに最適化された画像として表示される。

【０１１２】したがって、このコントラストエコー法を
行なうと、造影剤、すなわち組織の微小血流はそれ自体
で高い描出能を有することから、従来のように、臓器組
織から発生するティッシュハーモニック成分（組織エコ
ー）に因り微小血流の確認が困難になる事態を無くする
など、微小血流への高い視認性を常に確保することがで
きる。この結果、コントラストエコー法に拠る診断能を
従来法に比べて大幅にアップさせ、しかも安定した診断
を可能にする。

【０１１３】また、このコントラストエコー法に拠り組
織の微小血流の動態を観察する際、組織の形態的な画像
情報も同時に表示されるので、観察者は臓器全体中の微
小血流の位置や広がりを空間的に容易に且つ確実に把握
できる。これは、利便性に優れるだけでなく、前述した
高い視認性の確保と相俟って、診断能を更にアップさせ
る。また、操作者は最も見易い画像又は所望画像にその
場で簡単に切り換えることができるので、操作の負担や
労力も少ない。

【０１１４】さらに、このコントラストエコー法を実施
する場合、エコー信号２と差分信号Ｓとが同時に提供さ
れ、かつ独自に信号処理されるため、抽出された造影剤
エコー画像を前述した如く種々の合成法に拠る表示形態
及び表示カラーで表示することができる。このため、観
察者は所望の表示形態を適宜に選択することができるほ
か、複数の表示形態を切り換えて使用しながら、観察を
続けることもできる。したがって、微小血流の診断を行
なうに際し、何種類かの表示形態やカラーで同一部位を
表示して相互に確認しながら診断を進めることができる
など、多面的な観察によって診断の一層の信頼性向上を
図ることができる。

【０１１５】さらに、この実施形態にあっては、上述し
た両エコー像の同時表示を被検体に対するスキャン中に
リアルタイムに行なえる。その一方で、イメージメモリ
２９Ａ，２９Ｂを備えているので、スキャン後に、この
メモリからエコーデータを個別に呼び出して、上述と同
様の組織エコー像と造影剤エコー像とを重畳状態、並置
状態、又は何れか一方を単独で選択的に表示できる。ま
た、この表示時に、それらの表示形態を適宜なタイミン
グで切り換えて表示させることもできる。これらのスキ
ャン後の表示においても、双方のエコー信号の独立した
処理及びそれらの断層像の同時表示に関わる上述した利
点を享受できる。

【０１１６】さらにまた、本実施形態のコントラストエ
コー法による超音波イメージングは、２パルス差分法に
基づいているため、位相パルス加算法と比較して、以下
のような利点も得られる。

【０１１７】第１に、位相パルス加算法の場合、全ての
２次高調波成分が抽出されるため、定常的なティッシュ
ハーモニック成分も検出成分に含まれてしまう（つまり
描出される）。しかし、２パルス差分法の場合、定常的
な成分はキャンセルされ、過渡的なエコー成分のみが抽
出されるる。つまり、ティッシュハーモニック成分は描
出されない。

【０１１８】第２に、位相パルス加算法を使用する場
合、高調波成分の描出が目的となるため、プローブの感
度は広帯域であることが必要である。例えば、送信周波
数が３ＭＨｚであるとすると、その受信周波数が６ＭＨ
ｚになるから、プローブ感度としては少なくとも３〜６
ＭＨｚの帯域を確保する必要がある。このように、６Ｍ
Ｈｚなど、高周波数になるほど、超音波信号は伝搬時の
減衰が大きくなるので、それだけ感度が低下する。これ
に対して、２パルス差分法を用いると、送信周波数が３
ＭＨｚの場合でも、同一の３ＭＨｚの周波数にて信号差
を検出することから、上述した感度低下を心配する必要
もない。

【０１１９】（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１２に基づき説明する。

【０１２０】この超音波診断装置は、前述した第１の実
施形態の超音波診断装置と同様の機能を有するが、相違
する点は、図１２に示す如く、差分回路２３の構成にあ
る。その他の構成は第１の実施形態と同等である。

【０１２１】図１２に示すように、この差分回路２３
は、電子スイッチ４１、ラインメモリ４２Ａ，４２Ｂ、
減算器４３、及び加算器４４を備える。前述した図３の
構成と比較して、新たに加算器４４を設けている。この
加算器４４により、ラインメモリ４２Ａ，４２Ｂからの
読出し信号を共に加算し、加算信号Ａ＝「エコー信号
１」＋「エコー信号２」を生成し、これを前述したエコ
ー信号２の代わりに出力するようになっている。

【０１２２】つまり、差分信号Ｓ及び加算信号Ａが、こ
の差分回路２３から後段のレシーバ２４、ＢモードＤＳ
Ｃ２５、及びデータ合成器２６に順に各別に送られる。
これにより、この差分信号Ｓ及び加算信号Ａに対して、
前述した独立の後信号処理が施され、それらの断層像が
合成されて表示される。

【０１２３】このように、前述した差分信号Ｓに加え
て、加算信号Ａはエコー信号１及び２を加算平均して作
られる。この加算信号Ａによれば、加算平均によって前
述した過渡的なエコー成分は減少しており、定常的な組
織エコー成分が強調される。この結果、造影剤エコー像
と共に表示される組織エコー像の描出能がそれだけ優れ
たものになる。

【０１２４】なお、第１の実施形態で説明した、独立し
た後信号処理、表示形態及び表示カラーの生成、並び
に、それら表示形態及び表示カラーの切換制御は第１の
実施形態と同様に、本実施形態にも全て適用することが
でき、同等の作用効果を得ることができる。

【０１２５】（第３の実施形態）本発明の第３の実施形
態に係る超音波診断装置を図１３（ａ）に基づき説明す
る。

【０１２６】この超音波診断装置は、１走査線当たりの
スキャン回数（送受信回数）に特徴を有する。すなわ
ち、前述した実施形態では、このスキャン数を２回に設
定して説明したが、３回以上であってもよい。

【０１２７】図１３（ａ）には、一例として、スキャン
回数が３回の場合を示してある。これに従えば、全部で
１００本の走査線に内、最初の走査線にはスキャン順
（１），（２），（３）が割り当てられ、その隣の走査
線にはスキャン順（４），（５），（６）が割り当てら
れ、以下同様にして、最終の走査線にはスキャン順（２
９８），（２９９），（３００）が割り当てられる。こ
の内、各走査線に対して、第１番目及び第３番目のスキ
ャンによる２つのエコー信号から差分信号Ｓが演算され
る。この差分信号Ｓと対を成す、前述したエコー信号
は、かかる２つのエコー信号のうちの何れかがそのまま
出力されるか、又は、その両者が第２の実施形態で説明
した如く加算平均されて加算信号として出力される。

【０１２８】上述の差分法によれば、第１番目及び第３
番目のスキャンによる２つのエコー信号を差分の対象と
しているので、２つの信号相互間の時間が長く空くこ
と、及び／又は、その間に別の送信が介在することか
ら、造影剤の微小気泡の挙動変化がより大きくなり、差
分信号Ｓの強度もより大きくなる。つまり、造影剤由来
の過渡的エコー成分が大きくなって、造影剤エコー像の
描出能が向上する。ただし、この時間間隔が大きくなり
過ぎて、臓器の動きが無視できなくなる場合、差分信号
Ｓに臓器エコーが混入してくる事態も想定される。この
ため、各走査線当たりのスキャン回数（送受信回数）は
２，３回程度が最も適している。

【０１２９】さらに、上述したスキャン法の変形例とし
て図１３（ｂ）に示す方法を挙げる。この変形例によれ
ば、同図（ａ）に示す、各走査線当たり３回のスキャン
において、第２番目のスキャンを、微小気泡を励起する
ための別種の送信Ｂに設定してある。この送信Ｂは、第
１番目及び第３番目のそれとは異なり、画像化を目的と
したものではなく、気泡の物理的状態を励起して第１番
目のスキャン（送信１）によるエコー信号１と第３番目
のスキャン（送信２）によるエコー信号２との信号上の
特質の違い（強度など）を際立たせることを目的として
いる。すなわち、過渡的エコー成分がより顕著になる。
これを達成するため、この別送信Ｂには、一例として、
比較的低周波数で波連数の多く、振幅も比較的大きめの
送信波形の超音波信号が使用される。このように別送信
Ｂを介在させることで、前述した造影剤エコー像の描出
能を一層、向上させることができる。

【０１３０】上述した各実施形態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内容に基づい
て決まるもので、本発明の要旨を逸脱しない範囲におい
て様々な態様のものを実施することができる。

【０１３１】

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る超音
波診断装置および超音波診断方法によれば、微小気泡を
主成分とする超音波造影剤を被検体に投与して行なうコ
ントラストエコー法において、造影剤由来の過渡的なエ
コー成分が組織エコー成分から抽出され、この抽出（分
離）状態のまま、抽出エコー成分に拠る信号と元のエコ
ー信号とが独自に信号処理された後、独自の断層像とし
て画像再合成され、これにより、造影剤エコー像と組織
エコー像とが同時に提供される。これにより、造影剤エ
コー像と組織エコー像がそれぞれ最適状態で画像化され
るので、両方の描出能が共に優れ、一方に比重を置いた
がためにもう一方の画像の描出能の低下が余儀なくされ
るということも無く、かつ、組織血流の高い視認性も確
保される。したがって、従来法に比べて、コントラスト
エコー法に拠る診断能を大幅にアップさせ、診断に対す
る高い信頼性を確保することができる。

【０１３２】これにより、血管部の血流動態の情報やパ
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
情報をより高精度且つ高精細に定量化することができ、
血流情報の定量化、鑑別診断に関する、より詳細な情報
を確実に提供することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置のブロ
ック図。

【図２】第１の実施形態に係るスキャン順を説明する
図。

【図３】第１の実施形態における差分回路のブロック
図。

【図４】エコー信号と差分信号の独立して処理を模式的
に示す機能ブロック図。

【図５】第１の表示形態に係る画像の合成処理を説明す
る概略フローチャート。

【図６】第１の表示形態を例示するモニタ画面の図。

【図７】第２の表示形態に係る画像の合成処理を説明す
る概略フローチャート。

【図８】第２の表示形態を例示するモニタ画面の図。

【図９】第３の表示形態を例示するモニタ画面の図

【図１０】第４の表示形態を例示するモニタ画面の図。

【図１１】表示形態及び表示カラーの連続切換を説明す
る図。

【図１２】第２の実施形態に係る差分回路のブロック
図。

【図１３】第３の実施形態に係るスキャン順を説明する
図。

【符号の説明】

１１ 装置本体 １２ 超音波プローブ（スキャン手段） １３ 操作パネル ２１ 送信器（スキャン手段） ２２ 受信器（スキャン手段） ２３ 差分回路（差分演算手段・加算演算手段） ２４ レシーバ（生成手段・処理手段） ２５ ＢモードＤＳＣ（生成手段・処理手段） ２６ データ合成器（生成手段・表示手段・処理手段） ２７ カラーコーディング回路（生成手段） ２８ 表示器（表示手段） ２９Ａ，２９Ｂ イメージメモリ（画像記憶手段） ３０ コントローラ（スキャン手段、生成手段） ３２ 切換制御回路（生成手段） ４１ 電子スイッチ ４２Ａ，４２Ｂ ラインメモリ ４３ 減算器（差分演算手段） ４４ 加算器（加算演算手段）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C301 BB12 BB14 BB22 CC02 EE07 EE11 JB12 JB29 JB38 JB42 JC01 KK02 KK03 KK12 KK13 LL20 5J083 AA02 AB17 AC28 AC29 AD01 AD08 AE08 AF04 BA02 BC02 BD02 BD03 BD06 BD20 BE38 BE50 BE53 BE56 CA01 CA12 CB02 DC05 EA02 EA08 EA10 EA14 EA24 EA33 EA34 EA37 EA41 EA46 EB02

Claims (24)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
   投与した被検体をビーム状の超音波パルス信号でスキャ
   ンして、そのスキャン領域の画像を得る超音波診断装置
   において、 前記スキャン領域を成す各方向に対して前記超音波パル
   ス信号を複数回ずつ送信するとともに各回の送信に伴う
   エコー信号を受信するスキャン手段と、 前記複数回の送信の内の２回の送信に伴って受信される
   エコー信号同士を差分演算して差分信号を得る差分演算
   手段と、 前記複数回の送信の内の何れかの送信に伴って受信され
   るエコー信号と前記差分信号とを独立して個別の断層像
   に生成する生成手段と、 前記個別の断層像を同時に表示する表示手段とを、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記載の超音波診断装置におい
   て、 前記複数回の送受信は、前記各方向を成す各走査線当た
   り２回の送受信である超音波診断装置。
3. 【請求項３】 請求項２記載の超音波診断装置におい
   て、 前記生成手段は、前記２回の送信に伴って受信される第
   １及び第２のエコー信号の内の何れか一方と前記差分信
   号とを相互に独立した処理条件で信号処理して２つの断
   層像の画像データに処理する処理手段を備える超音波診
   断装置。
4. 【請求項４】 請求項３記載の超音波診断装置におい
   て、 前記処理条件は、受信ゲイン、ダイナミックレンジ、エ
   コーフィルタの遮断周波数及び帯域、及びフレーム間残
   像処理の内の少なくとも１つを含む超音波診断装置。
5. 【請求項５】 請求項３記載の超音波診断装置におい
   て、 前記処理条件は、エコー信号の強度をビデオ画面にマッ
   ピングするときに実行される補間処理法及びカラーコー
   ディング法の内の少なくとも１つを含む超音波診断装
   置。
6. 【請求項６】 請求項１乃至５の何れか一項記載の超音
   波診断装置において、 前記表示手段は、前記個別の断層像を相互に異なるカラ
   ーで表示する手段を有する超音波診断装置。
7. 【請求項７】 請求項２乃至５の何れか一項記載の超音
   波診断装置において、 前記表示手段は、前記個別の断層像を、何れか一方に他
   方を重畳して表示する手段である超音波診断装置。
8. 【請求項８】 請求項７記載の超音波診断装置におい
   て、 前記表示手段は、前記一方の断層像としての前記エコー
   信号に拠る断層像に前記他方の断層像としての前記差分
   信号に拠る断層像を重畳して表示する手段である超音波
   診断装置。
9. 【請求項９】 請求項８記載の超音波診断装置におい
   て、 前記表示手段は、前記一方及び他方の断層像のうちの片
   方の像をグレイスケール表示し且つもう片方の像をカラ
   ー表示する手段である超音波診断装置。
10. 【請求項１０】 請求項８項記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記表示手段は、前記一方及び他方の断層像を相互に異
    なるカラーで表示する手段を有する超音波診断装置。
11. 【請求項１１】 請求項１乃至６の何れか一項記載の超
    音波診断装置において、 前記表示手段は、前記個別の断層像を画面上で並べて表
    示する手段である超音波診断装置。
12. 【請求項１２】 請求項１記載の超音波診断装置におい
    て、 前記生成手段は、前記個別の断層像の画像データを個別
    に記憶し且つ個別に読出し可能な画像記憶手段を有する
    超音波診断装置。
13. 【請求項１３】 請求項１２記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記表示手段は、前記画像記憶手段から前記断層像の画
    像データを個別に読み出す手段と、この読出した画像デ
    ータに基づく前記個別の断層像の重畳表示、並列表示、
    及び何れかの断層像の単独表示の表示態様を切り換えて
    指令可能な手段を有する超音波診断装置。
14. 【請求項１４】 請求項１３記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記表示手段は、前記読み出した画像データが前記エコ
    ー信号及び差分信号の何れに対応したデータであるかに
    応じて補間処理法及びカラーコーディング法の内の少な
    くとも１つを相互に独立設定して当該画像データをビデ
    オ画面にマッピングする手段を含む超音波診断装置。
15. 【請求項１５】 微小気泡を主成分とする超音波造影剤
    を投与した被検体をビーム状の超音波パルス信号でスキ
    ャンして、そのスキャン領域の画像を得る超音波診断装
    置において、 前記スキャン領域を成す各方向に対して前記超音波パル
    ス信号を複数回ずつ送信するとともに各回の送信に伴う
    エコー信号を受信するスキャン手段と、 前記複数回の送信の内の２回の送信に伴って受信される
    エコー信号同士を差分して差分信号を演算する差分演算
    手段と、 前記複数回の送信の内の２回の送信に伴って受信される
    エコー信号同士を加算平均して加算平均信号を演算する
    加算演算手段と、 前記差分信号と前記加算平均信号とを独立して個別の断
    層像に生成する生成手段と、 前記個別の断層像を同時に表示する表示手段とを、備え
    たことを特徴とする超音波診断装置。
16. 【請求項１６】 請求項１５記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記複数回の送受信は、前記各方向を成す各走査線当た
    り２回の送受信である超音波診断装置。
17. 【請求項１７】 請求項１６記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記生成手段は、前記加算平均信号と前記差分信号とを
    相互に独立した処理条件で信号処理して２つの断層像の
    画像データに処理する処理手段を備える超音波診断装
    置。
18. 【請求項１８】 請求項１５乃至１７の何れか一項記載
    の超音波診断装置において、 前記表示手段は、前記個別の断層像を互いに重畳又は並
    置した状態で表示する手段である超音波診断装置。
19. 【請求項１９】 請求項１５乃至１８の何れか一項記載
    の超音波診断装置において、 前記差分演算手段は、前記複数回の送信の内の第１回目
    の送信に伴って受信されるエコー信号と第２回目以降の
    何れかの送信に伴って受信されるエコー信号との差分演
    算を行なう手段であり、 前記加算演算手段は、前記複数回の送信の内の第１回目
    の送信に伴って受信されるエコー信号と第２回目以降の
    何れかの送信に伴って受信されるエコー信号との加算平
    均を行なう手段である超音波診断装置。
20. 【請求項２０】 請求項１又は１５記載の超音波診断装
    置において、 前記スキャン手段は、前記微小気泡を励起するための超
    音波信号を前記各方向に付加的に送信する手段である超
    音波診断装置。
21. 【請求項２１】 請求項２０記載の超音波診断装置にお
    いて、 前記励起用の超音波信号の付加的な送信は、前記複数回
    の送信の内の２回の送信の間に時間的に介在する超音波
    診断装置。
22. 【請求項２２】 請求項１又は１５記載の超音波診断装
    置において、 前記表示手段は、前記個別の断層像の重畳表示、並列表
    示、及び何れかの断層像の単独表示に拠る表示態様を切
    換指令可能な手段を有する超音波診断装置。
23. 【請求項２３】 微小気泡を主成分とする超音波造影剤
    を投与した被検体をビーム状の超音波パルス信号でスキ
    ャンして、そのスキャン領域の画像を得る超音波画像化
    方法において、 前記スキャン領域を成す各方向に対して前記超音波パル
    ス信号を複数回ずつ送信するとともに各回の送信に伴う
    エコー信号を受信し、前記複数回の送信の内の２回の送
    信に伴って受信されるエコー信号同士を差分演算して差
    分信号を求め、前記複数回の送信の内の何れかの送信に
    伴って受信されるエコー信号と前記差分信号とを独立し
    て個別の断層像に生成し、これらの個別の断層像を同時
    に表示することを特徴とする超音波画像化方法。
24. 【請求項２４】 微小気泡を主成分とする超音波造影剤
    を投与した被検体をビーム状の超音波パルス信号でスキ
    ャンして、そのスキャン領域の画像を得る超音波画像化
    方法において、 前記スキャン領域を成す各方向に対して前記超音波パル
    ス信号を複数回ずつ送信するとともに各回の送信に伴う
    エコー信号を受信し、前記複数回の送信の内の２回の送
    信に伴って受信されるエコー信号同士を差分して差分信
    号を演算し、前記複数回の送信の内の２回の送信に伴っ
    て受信されるエコー信号同士を加算平均して加算平均信
    号を演算し、前記差分信号と前記加算平均信号とを独立
    して個別の断層像に生成し、これらの個別の断層像を同
    時に表示することを特徴とする超音波画像化方法。