JPH11318901A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH11318901A JPH11318901A JP10127442A JP12744298A JPH11318901A JP H11318901 A JPH11318901 A JP H11318901A JP 10127442 A JP10127442 A JP 10127442A JP 12744298 A JP12744298 A JP 12744298A JP H11318901 A JPH11318901 A JP H11318901A
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- Japan
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- ultrasonic wave
- ultrasonic
- diagnostic apparatus
- transmission
- scanning
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/48—Diagnostic techniques
- A61B8/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agent, e.g. microbubbles introduced into the bloodstream
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S7/00—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00
- G01S7/52—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00
- G01S7/52017—Details of systems according to groups G01S13/00, G01S15/00, G01S17/00 of systems according to group G01S15/00 particularly adapted to short-range imaging
- G01S7/52023—Details of receivers
- G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
- G01S7/52038—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target
- G01S7/52041—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation involving non-linear properties of the propagation medium or of the reflective target detecting modification of a contrast enhancer, e.g. detecting the destruction of a contrast agent by an acoustic wave, e.g. loss of correlation
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- G—PHYSICS
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- G01S7/52085—Details related to the ultrasound signal acquisition, e.g. scan sequences
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- G01S7/52046—Techniques for image enhancement involving transmitter or receiver
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- Pathology (AREA)
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- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、造影剤を用いたコントラスト
エコー法を効果的に活用できる超音波診断装置を提供す
ることである。 【解決手段】本発明は、造影剤として微小気泡を投与し
た被検体内の断面を第１の超音波で繰り返し走査し、画
像を次々と生成する超音波診断装置において、送信制御
回路１２の制御により、第１の超音波による走査の間
に、微小気泡を崩壊するための第２の超音波を局部的に
送信する。
エコー法を効果的に活用できる超音波診断装置を提供す
ることである。 【解決手段】本発明は、造影剤として微小気泡を投与し
た被検体内の断面を第１の超音波で繰り返し走査し、画
像を次々と生成する超音波診断装置において、送信制御
回路１２の制御により、第１の超音波による走査の間
に、微小気泡を崩壊するための第２の超音波を局部的に
送信する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、血管部の血流動
態、微小血流（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観測、およびそれらの定量評価を行
うために、超音波造影剤を被検体に投与して、それによ
るコントラストエコーを映像化する超音波診断装置に関
する。
態、微小血流（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観測、およびそれらの定量評価を行
うために、超音波造影剤を被検体に投与して、それによ
るコントラストエコーを映像化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線コンピュータ断
層撮影装置、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）および核医学
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。 （造影剤について）このような超音波診断装置におい
て、例えば心臓および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、その広がりの様子から血流動態
を評価しようとする試みが実用化されつつある。カテー
テルを用いて行う動脈投与型造影エコーと異なり、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するものと考えられている。
造影剤の多くは微小気泡（マイクロ微小気泡）が強反射
源となり、その注入量や濃度に応じて造影効果を高める
ことができるが、気泡の性質上、超音波の照射を受ける
と崩壊するので、造影効果の持続時間が短いという反面
もある。ただし、近年、持続性のよい耐圧型の造影剤も
開発されているが、体内に長時間存続することは侵襲性
を増すことが予想されるためその実用化はまだまだ先の
ことになると考えられる。
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線コンピュータ断
層撮影装置、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）および核医学
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。 （造影剤について）このような超音波診断装置におい
て、例えば心臓および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、その広がりの様子から血流動態
を評価しようとする試みが実用化されつつある。カテー
テルを用いて行う動脈投与型造影エコーと異なり、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するものと考えられている。
造影剤の多くは微小気泡（マイクロ微小気泡）が強反射
源となり、その注入量や濃度に応じて造影効果を高める
ことができるが、気泡の性質上、超音波の照射を受ける
と崩壊するので、造影効果の持続時間が短いという反面
もある。ただし、近年、持続性のよい耐圧型の造影剤も
開発されているが、体内に長時間存続することは侵襲性
を増すことが予想されるためその実用化はまだまだ先の
ことになると考えられる。
【０００３】臨床における被検体の部位を考えた場合、
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関心領域内の
気泡が消失しても、次の送信の時点までに新しい気泡が
関心領域に流入していれば造影効果は保たれる。しかし
ながら、超音波の送受信は通常１秒間に数千回行われる
し、臓器実質もしくは比較的細い血管では血流速度が遅
いので、新しいフレッシュな造影剤が流入する暇無く、
造影効果は瞬時に衰弱することは十分予想され得る。
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関心領域内の
気泡が消失しても、次の送信の時点までに新しい気泡が
関心領域に流入していれば造影効果は保たれる。しかし
ながら、超音波の送受信は通常１秒間に数千回行われる
し、臓器実質もしくは比較的細い血管では血流速度が遅
いので、新しいフレッシュな造影剤が流入する暇無く、
造影効果は瞬時に衰弱することは十分予想され得る。
【０００４】ところで造影剤を用いた診断の最も基本的
なものは、造影剤による輝度増強の有無を調べることに
より診断部位における血流の有無を知るというものであ
る。さらに進んだ診断としては、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
度増強の程度を見て行われており、また、造影剤注入か
ら関心領域（ＲＯＩ）にそれが到達するまでの時間およ
びＲＯＩ内での造影剤によるエコー輝度の経時変化（Ｔ
ＩＣ；Ｔｉｍｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｃｕｒｖｅ）、
あるいは最大輝度などを求めることにより行われてい
る。 （ハーモニックイメージングについて）このような造影
剤を用いたコントラストエコー法は、ハーモニックイメ
ージングという手法で更に効果的な診断を獲得してい
る。ハーモニックイメージングは、微小気泡が超音波励
起されることによって起こる非線形挙動による高調波成
分を、基本周波数成分から分離して映像化するという手
法であり、生体臓器は比較的非線形挙動を起こしにくい
ため、造影剤が良好なコントラスト比で観測できる。 （フラッシュエコー・イメージングについて）また、上
記のように超音波照射によって微小気泡が消滅してしま
う現象を積極的に活用する手法としては、“フラッシュ
エコーイメージング”（参考文献：６７９５フラッシュ
エコー映像法の検討（１）、神山直久他、第６７回日本
超音波医学会研究発表会、１９９６．６）、あるいは
“Ｔｒａｎｇｉｅｎｔ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ Ｉｍｅｇｉ
ｎｇ”によって輝度増強が改善されることが報告されて
いる。これらは、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を、数秒間に１フレームと
いった間欠的送信にすることで、関心領域に微小気泡が
流入し密集する時間を与えて、その微小気泡が集まった
ところで音圧の高い超音波を送受信して、コントラスト
の強いエコー信号を得ようとする手法である。 （持続注入法）また、造影剤を体内に投与する方法にも
様々な手法があり、その代表的なものとしては、注射器
内に吸入した造影剤を比較的短時間のうちに被検体に投
与するボーラス投与法と、点滴のように少量を長時間か
けて投与する持続注入方式がある。前者は、投与が比較
的簡便で、造影剤が関心領域へ到達したピーク時の輝度
は高く、ＴＩＣに適しているが、ある程度の造影剤濃度
が保たれる時間は短く一定でない。後者は、持続注入機
といった専用器具を用いて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、一定に保てるとい
う長所があり、ある程度希釈しても造影効果のあるよう
な、優れた造影剤を用いれば、より効果的である。
なものは、造影剤による輝度増強の有無を調べることに
より診断部位における血流の有無を知るというものであ
る。さらに進んだ診断としては、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
度増強の程度を見て行われており、また、造影剤注入か
ら関心領域（ＲＯＩ）にそれが到達するまでの時間およ
びＲＯＩ内での造影剤によるエコー輝度の経時変化（Ｔ
ＩＣ；Ｔｉｍｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｃｕｒｖｅ）、
あるいは最大輝度などを求めることにより行われてい
る。 （ハーモニックイメージングについて）このような造影
剤を用いたコントラストエコー法は、ハーモニックイメ
ージングという手法で更に効果的な診断を獲得してい
る。ハーモニックイメージングは、微小気泡が超音波励
起されることによって起こる非線形挙動による高調波成
分を、基本周波数成分から分離して映像化するという手
法であり、生体臓器は比較的非線形挙動を起こしにくい
ため、造影剤が良好なコントラスト比で観測できる。 （フラッシュエコー・イメージングについて）また、上
記のように超音波照射によって微小気泡が消滅してしま
う現象を積極的に活用する手法としては、“フラッシュ
エコーイメージング”（参考文献：６７９５フラッシュ
エコー映像法の検討（１）、神山直久他、第６７回日本
超音波医学会研究発表会、１９９６．６）、あるいは
“Ｔｒａｎｇｉｅｎｔ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ Ｉｍｅｇｉ
ｎｇ”によって輝度増強が改善されることが報告されて
いる。これらは、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を、数秒間に１フレームと
いった間欠的送信にすることで、関心領域に微小気泡が
流入し密集する時間を与えて、その微小気泡が集まった
ところで音圧の高い超音波を送受信して、コントラスト
の強いエコー信号を得ようとする手法である。 （持続注入法）また、造影剤を体内に投与する方法にも
様々な手法があり、その代表的なものとしては、注射器
内に吸入した造影剤を比較的短時間のうちに被検体に投
与するボーラス投与法と、点滴のように少量を長時間か
けて投与する持続注入方式がある。前者は、投与が比較
的簡便で、造影剤が関心領域へ到達したピーク時の輝度
は高く、ＴＩＣに適しているが、ある程度の造影剤濃度
が保たれる時間は短く一定でない。後者は、持続注入機
といった専用器具を用いて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、一定に保てるとい
う長所があり、ある程度希釈しても造影効果のあるよう
な、優れた造影剤を用いれば、より効果的である。
【０００５】上述のように、静注型造影剤と、ハーモニ
ックイメージングあるいはフラッシュエコーイメージン
グなどの映像法を用いることで、臓器の微小血流（パフ
ュージョン）の映像化が可能となった。しかしながら、
それは常に可能というわけではなく、以下に述べるよう
な問題が生じ、検出が困難となる場合も起こり得ること
が知られている。
ックイメージングあるいはフラッシュエコーイメージン
グなどの映像法を用いることで、臓器の微小血流（パフ
ュージョン）の映像化が可能となった。しかしながら、
それは常に可能というわけではなく、以下に述べるよう
な問題が生じ、検出が困難となる場合も起こり得ること
が知られている。
【０００６】ハーモニックイメージングの原理は、造影
剤気泡での非線形な反射に主に由来する高調波成分のみ
を映像化するものであり、臓器組織での非線形な伝搬に
由来する高調波成分が気泡由来の高調波成分に比べて非
常に小さいことを前提としているものである。しかし、
この臓器由来の高調波成分の小ささには、個人差があ
り、臓器由来の高調波成分が比較的強く表れる被検体も
しばしば見られる。その結果、造影剤投与前であっても
臓器自体のエコー輝度が上がってしまい、造影剤投与後
も、特に血流が微小な部分は、エコー輝度が造影剤によ
るものかどうかの確認が困難となってしまう。
剤気泡での非線形な反射に主に由来する高調波成分のみ
を映像化するものであり、臓器組織での非線形な伝搬に
由来する高調波成分が気泡由来の高調波成分に比べて非
常に小さいことを前提としているものである。しかし、
この臓器由来の高調波成分の小ささには、個人差があ
り、臓器由来の高調波成分が比較的強く表れる被検体も
しばしば見られる。その結果、造影剤投与前であっても
臓器自体のエコー輝度が上がってしまい、造影剤投与後
も、特に血流が微小な部分は、エコー輝度が造影剤によ
るものかどうかの確認が困難となってしまう。
【０００７】我々の経験では、臓器の診断時には、肝硬
変や脂肪肝とそうでない場合の、エコー輝度は大きく異
なっている。同様のことは心筋パフュージョン検出につ
いても言える。心筋組織はやはりエコー信号に比較的高
調波成分を多く含む組織である。特に心筋後壁のエコー
信号は、心腔内を通過するため、その部分での血液（液
体）によって波形が歪み高調波成分が増大してしまう。
このため、心筋後壁は造影剤投与前にも関わらずエコー
輝度が大きい場合が多い。
変や脂肪肝とそうでない場合の、エコー輝度は大きく異
なっている。同様のことは心筋パフュージョン検出につ
いても言える。心筋組織はやはりエコー信号に比較的高
調波成分を多く含む組織である。特に心筋後壁のエコー
信号は、心腔内を通過するため、その部分での血液（液
体）によって波形が歪み高調波成分が増大してしまう。
このため、心筋後壁は造影剤投与前にも関わらずエコー
輝度が大きい場合が多い。
【０００８】
【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、造影剤を用いたコントラス
トエコー法を効果的に活用できる超音波診断装置を提供
することである。
鑑みてなされたものであり、造影剤を用いたコントラス
トエコー法を効果的に活用できる超音波診断装置を提供
することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明は、造影剤として
微小気泡を投与した被検体内の断面を第１の超音波で繰
り返し走査し、画像を次々と生成する超音波診断装置に
おいて、前記第１の超音波による走査の間に、前記微小
気泡を崩壊するための第２の超音波を局部的に送信する
ことを特徴としている。 （作用）第２の超音波を送信した領域では造影剤が消失
する。第２の超音波を送信していない領域では造影剤は
消失しない。この第２の超音波は、局部的に送信するの
で、画像はその一部分において造影剤による輝度増強効
果を受けない。つまり、１枚の画像で、輝度増強効果を
受けた部分と、輝度増強効果を受けていない部分とを観
察することができる。従って、両部分の輝度を比較する
ことにより、輝度増強効果の程度を知り得る。これは、
輝度が、造影剤に由来して高くなっているのか、あるい
は組織に由来して高くなっているのか、換言すると、造
影剤だけによる輝度増強はどの程度なのかを、個人差の
大きい組織由来の輝度レベルに左右されることなく、観
察者が把握することができるようになる。
微小気泡を投与した被検体内の断面を第１の超音波で繰
り返し走査し、画像を次々と生成する超音波診断装置に
おいて、前記第１の超音波による走査の間に、前記微小
気泡を崩壊するための第２の超音波を局部的に送信する
ことを特徴としている。 （作用）第２の超音波を送信した領域では造影剤が消失
する。第２の超音波を送信していない領域では造影剤は
消失しない。この第２の超音波は、局部的に送信するの
で、画像はその一部分において造影剤による輝度増強効
果を受けない。つまり、１枚の画像で、輝度増強効果を
受けた部分と、輝度増強効果を受けていない部分とを観
察することができる。従って、両部分の輝度を比較する
ことにより、輝度増強効果の程度を知り得る。これは、
輝度が、造影剤に由来して高くなっているのか、あるい
は組織に由来して高くなっているのか、換言すると、造
影剤だけによる輝度増強はどの程度なのかを、個人差の
大きい組織由来の輝度レベルに左右されることなく、観
察者が把握することができるようになる。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明に
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。本発明は、被検体に造影剤を投与して血流状態を増
強して観察するコントラストエコー法の改良に関する。
ここでは、コントラストエコー法が最も頻繁に使われる
肝臓実質又は心臓筋肉へ流入する血流の動態を観測して
その中の異常部位を同定するというケースを想定して説
明するものとする。
よる超音波診断装置を好ましい実施形態により説明す
る。本発明は、被検体に造影剤を投与して血流状態を増
強して観察するコントラストエコー法の改良に関する。
ここでは、コントラストエコー法が最も頻繁に使われる
肝臓実質又は心臓筋肉へ流入する血流の動態を観測して
その中の異常部位を同定するというケースを想定して説
明するものとする。
【００１１】図１に、本実施形態に係る超音波診断装置
の構成をブロック図により示している。超音波プローブ
１の先端付近には、超音波信号と電気信号とを可逆的に
変換する振動子が複数配列されている。このプローブ１
には、装置本体２０が接続され、さらにこの装置本体２
０には、操作者と装置本体２０との間のインタフェース
を担う操作パネル１０、トラックボール１１Ａ、キーボ
ード１１Ｂ、マウス１１Ｃ等の入力機器が接続されてい
る。これら入力機器は、従来装置では専ら送受信条件の
設定、関心領域（ＲＯＩ；ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔ
ｅｒｅｓｔ）の設定を行うためのものであるが、後述す
るような本実施形態独自の送信条件を設定し又は変更す
るための機能も装備している。
の構成をブロック図により示している。超音波プローブ
１の先端付近には、超音波信号と電気信号とを可逆的に
変換する振動子が複数配列されている。このプローブ１
には、装置本体２０が接続され、さらにこの装置本体２
０には、操作者と装置本体２０との間のインタフェース
を担う操作パネル１０、トラックボール１１Ａ、キーボ
ード１１Ｂ、マウス１１Ｃ等の入力機器が接続されてい
る。これら入力機器は、従来装置では専ら送受信条件の
設定、関心領域（ＲＯＩ；ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔ
ｅｒｅｓｔ）の設定を行うためのものであるが、後述す
るような本実施形態独自の送信条件を設定し又は変更す
るための機能も装備している。
【００１２】装置本体２０は、超音波送信部３、超音波
受信部２、レシーバ部４、Ｂモードディジタルスキャン
コンバータ部（ＤＳＣ）５、メモリ合成部６、表示部
７、イメージメモリ８、ドプラユニット９、送信制御回
路１２、タイミング信号発生器１３及び心拍検出部１５
を具備している。心拍検出部１５には、心電計（ＥＣ
Ｇ）１４が接続されている。
受信部２、レシーバ部４、Ｂモードディジタルスキャン
コンバータ部（ＤＳＣ）５、メモリ合成部６、表示部
７、イメージメモリ８、ドプラユニット９、送信制御回
路１２、タイミング信号発生器１３及び心拍検出部１５
を具備している。心拍検出部１５には、心電計（ＥＣ
Ｇ）１４が接続されている。
【００１３】超音波送信部３は、パルス状の超音波を任
意のレートで、任意の向きに送信するために、パルス発
生器３Ａ、遅延回路３Ｂおよびパルサ３Ｃを有してい
る。一般的に、超音波パルスの送信は、パルス繰り返し
周波数（ＰＲＦ；ｐｕｌｓｅｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆ
ｒｅｑｕｅｎｃｙ）に従って、１／ＰＲＦという周期で
繰り返される。
意のレートで、任意の向きに送信するために、パルス発
生器３Ａ、遅延回路３Ｂおよびパルサ３Ｃを有してい
る。一般的に、超音波パルスの送信は、パルス繰り返し
周波数（ＰＲＦ；ｐｕｌｓｅｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｆ
ｒｅｑｕｅｎｃｙ）に従って、１／ＰＲＦという周期で
繰り返される。
【００１４】この超音波送信部３は、送信条件制御回路
１２からの制御信号に従って、送信条件、つまり送信音
圧（駆動電圧の振幅）、同時駆動素子数（送信口径）、
送信する超音波の中心周波数（基本周波数）、バースト
波数等を自由に変えられるようになっている。送信タイ
ミング信号発生器１３は、送信条件制御回路１２からの
制御信号に従って任意のタイミングを超音波を送信させ
るために送信遅延回路３Ｂを制御する。
１２からの制御信号に従って、送信条件、つまり送信音
圧（駆動電圧の振幅）、同時駆動素子数（送信口径）、
送信する超音波の中心周波数（基本周波数）、バースト
波数等を自由に変えられるようになっている。送信タイ
ミング信号発生器１３は、送信条件制御回路１２からの
制御信号に従って任意のタイミングを超音波を送信させ
るために送信遅延回路３Ｂを制御する。
【００１５】プローブ１から送信され、そして被検体内
の音響インピーダンスの不連続面で反射した反射波は、
同じプローブ１を介して超音波受信部２で受信され、チ
ャンネル毎にプリアンプ２Ａで増幅され、受信遅延回路
２Ｂにより受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を
与えられ、加算器２Ｃで加算される。この加算により受
信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。こ
の送信指向性と受信指向性とにより送受信の総合的な超
音波ビームが形成される。
の音響インピーダンスの不連続面で反射した反射波は、
同じプローブ１を介して超音波受信部２で受信され、チ
ャンネル毎にプリアンプ２Ａで増幅され、受信遅延回路
２Ｂにより受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を
与えられ、加算器２Ｃで加算される。この加算により受
信指向性に応じた方向からの反射成分が強調される。こ
の送信指向性と受信指向性とにより送受信の総合的な超
音波ビームが形成される。
【００１６】レシーバ部４は、一般的なＢモード画像
と、高調波成分により輝度変調をかけたハーモニクス画
像とのいずれでも選択的に生成できるように、図示しな
いが、帯域通過型フィルタ、対数増幅器、包絡線検波回
路、アナログディジタルコンバータから構成される。帯
域通過型フィルタは、Ｂモードイメージング法が選択さ
れたとき実質的にパスされ、また、ハーモニックイメー
ジング法が選択されたとき、基本周波数の整数倍、例え
ば２倍の高調波成分を主に通過するように通過帯域が図
示しないシステムコントローラにより調整される。
と、高調波成分により輝度変調をかけたハーモニクス画
像とのいずれでも選択的に生成できるように、図示しな
いが、帯域通過型フィルタ、対数増幅器、包絡線検波回
路、アナログディジタルコンバータから構成される。帯
域通過型フィルタは、Ｂモードイメージング法が選択さ
れたとき実質的にパスされ、また、ハーモニックイメー
ジング法が選択されたとき、基本周波数の整数倍、例え
ば２倍の高調波成分を主に通過するように通過帯域が図
示しないシステムコントローラにより調整される。
【００１７】このレシーバ部４からは、超音波スキャン
の手順に応じた順序でＢモード画像やハーモニクス画像
に関するデータが一次元信号として出力される。このデ
ータの順序は、Ｂモード用ディジタルスキャンコンバー
タ部５により、ビデオフォーマットの順番に並び替えら
れ（座標変換され）、メモリ合成部６に送られる。メモ
リ合成部６では、この画像データに、設定パラメータ等
のグラフィックデータが合成され、実際の表示画面に相
当するビデオ信号が生成される。このビデオ信号は、表
示部７に送られ、そこで表示される。
の手順に応じた順序でＢモード画像やハーモニクス画像
に関するデータが一次元信号として出力される。このデ
ータの順序は、Ｂモード用ディジタルスキャンコンバー
タ部５により、ビデオフォーマットの順番に並び替えら
れ（座標変換され）、メモリ合成部６に送られる。メモ
リ合成部６では、この画像データに、設定パラメータ等
のグラフィックデータが合成され、実際の表示画面に相
当するビデオ信号が生成される。このビデオ信号は、表
示部７に送られ、そこで表示される。
【００１８】カラードプラモード時には、受信部２の出
力信号はドプラユニット９に送られる。ドプラユニット
９は、この出力信号を直交検波して、ドプラ効果により
偏移した偏移周波数成分、いわゆるドプラ信号を取り出
し、このドプラ信号から目的とする血流に関する高周波
成分以外の比較的低周波のクラッタ成分を除去し、高周
波成分を抽出し、この抽出した高周波信号を自己相関に
かけて、そしてその相関結果に基づいて平均速度、パワ
ー、分散を多数点各々に関して計算する。そして、この
平均速度、パワー、分散それぞれ単独で、又は任意に組
み合わせられてカラーフローマッピング画像を作成す
る。このカラーフローマッピング画像も、メモリ合成部
６を介して表示部７にカラーで表示される。
力信号はドプラユニット９に送られる。ドプラユニット
９は、この出力信号を直交検波して、ドプラ効果により
偏移した偏移周波数成分、いわゆるドプラ信号を取り出
し、このドプラ信号から目的とする血流に関する高周波
成分以外の比較的低周波のクラッタ成分を除去し、高周
波成分を抽出し、この抽出した高周波信号を自己相関に
かけて、そしてその相関結果に基づいて平均速度、パワ
ー、分散を多数点各々に関して計算する。そして、この
平均速度、パワー、分散それぞれ単独で、又は任意に組
み合わせられてカラーフローマッピング画像を作成す
る。このカラーフローマッピング画像も、メモリ合成部
６を介して表示部７にカラーで表示される。
【００１９】イメージメモリ８は、ディジタルスキャン
コンバータ部５で座標変換前又は座標変換後のいずれか
一方の形式で、又は両方の形式で画像データを記憶保持
しておき、超音波スキャンの後に操作者が適時自由に呼
び出して再生表示するために設けられている。
コンバータ部５で座標変換前又は座標変換後のいずれか
一方の形式で、又は両方の形式で画像データを記憶保持
しておき、超音波スキャンの後に操作者が適時自由に呼
び出して再生表示するために設けられている。
【００２０】心電計１４は、電極を被検体の体表の適当
な場所に付着させて、心電波形を得るものである。心拍
検出部１５は、得られた心電波形を超音波画像と共に表
示部７へ表示させるためにメモリ合成部６へ送る。ま
た、心電波形に同期して収集された心臓の画像、いわゆ
る心電同期画像を得るためのトリガ信号として、タイミ
ング信号発生器１３に対し心電波形を出力する。
な場所に付着させて、心電波形を得るものである。心拍
検出部１５は、得られた心電波形を超音波画像と共に表
示部７へ表示させるためにメモリ合成部６へ送る。ま
た、心電波形に同期して収集された心臓の画像、いわゆ
る心電同期画像を得るためのトリガ信号として、タイミ
ング信号発生器１３に対し心電波形を出力する。
【００２１】次に、本実施形態で特徴的な送信条件制御
回路１２の制御による送信方法について説明する。この
送信方法は、Ｂモード又はハモニクスモードのいずれで
も適用できる。この送信条件制御回路１２の制御によ
り、第１と第２の２種類の超音波がプローブ１から送信
され得る。第１の超音波は、被検体内部の軟部組織をイ
メージするのに好適な第１の送信条件（プローブ１の種
類、送信駆動音圧、送信駆動素子数（送信口径）、中心
周波数、バースト波数等）に従って送信され、また、第
２の超音波は、超音波造影剤（微小気泡）を崩壊させる
のに好適な第２の送信条件で送信される。
回路１２の制御による送信方法について説明する。この
送信方法は、Ｂモード又はハモニクスモードのいずれで
も適用できる。この送信条件制御回路１２の制御によ
り、第１と第２の２種類の超音波がプローブ１から送信
され得る。第１の超音波は、被検体内部の軟部組織をイ
メージするのに好適な第１の送信条件（プローブ１の種
類、送信駆動音圧、送信駆動素子数（送信口径）、中心
周波数、バースト波数等）に従って送信され、また、第
２の超音波は、超音波造影剤（微小気泡）を崩壊させる
のに好適な第２の送信条件で送信される。
【００２２】図２には、送信条件制御回路１２の制御に
よる送信手順を示している。まず、第１の送信条件によ
る第１の超音波が被検体に送信され、そして被検体から
の反射波が受信される。この送信及び受信の方向が少し
ずつ移動されて、被検体内の断面が一通り走査される。
図３（ａ）には、この走査範囲（ここでは、超音波走査
線番号１から９９）を示している。ここでは、９９本の
超音波走査線（中央が５０番目）で１枚の画像が構成さ
れるものと仮定する。例えば、１フレーム（１枚の画
像）分の走査に要する時間、つまりフレーム間隔は、通
常、Ｂモードやハモニクスモードの場合、超音波走査線
本数／ＰＲＦで与えられる。この第１の超音波による１
フレーム分の走査は、ここでは、心電同期により１心拍
周期で間欠的に繰り返される。なお、図２の例のように
１心拍周期で走査を間欠的に繰り返してもよいが、これ
には限定されず、例えば２，３又はそれ以上の比較的長
い心拍周期で繰り返してもよいし、さらには、心電同期
を採らずに、内部のクロック信号を使って１秒，２秒，
…といった固定周期で繰り返してもよい。これら走査の
周期は、操作者が操作パネル１０を走査して自由に設
定、変更できるようになっている。
よる送信手順を示している。まず、第１の送信条件によ
る第１の超音波が被検体に送信され、そして被検体から
の反射波が受信される。この送信及び受信の方向が少し
ずつ移動されて、被検体内の断面が一通り走査される。
図３（ａ）には、この走査範囲（ここでは、超音波走査
線番号１から９９）を示している。ここでは、９９本の
超音波走査線（中央が５０番目）で１枚の画像が構成さ
れるものと仮定する。例えば、１フレーム（１枚の画
像）分の走査に要する時間、つまりフレーム間隔は、通
常、Ｂモードやハモニクスモードの場合、超音波走査線
本数／ＰＲＦで与えられる。この第１の超音波による１
フレーム分の走査は、ここでは、心電同期により１心拍
周期で間欠的に繰り返される。なお、図２の例のように
１心拍周期で走査を間欠的に繰り返してもよいが、これ
には限定されず、例えば２，３又はそれ以上の比較的長
い心拍周期で繰り返してもよいし、さらには、心電同期
を採らずに、内部のクロック信号を使って１秒，２秒，
…といった固定周期で繰り返してもよい。これら走査の
周期は、操作者が操作パネル１０を走査して自由に設
定、変更できるようになっている。
【００２３】このような第１の超音波による１フレーム
分の間欠的な走査各々の直前に、微小気泡を消失させる
ための第２の超音波が局部的に送信される。図３（ｂ）
には、この第２の超音波を送信する局部的な範囲（ここ
では、超音波走査線番号４８から５２）を示している。
第２の超音波を送信する局部的な範囲は、第１の超音波
による走査範囲よりも狭く、その一部分に相当する。こ
の場合、第２の超音波を目的方向に送信するための遅延
データは、微小気泡を崩壊するのに、より効率的な独自
の遅延データを用いて構成しても良い。例えば心腔部に
強い音場ピークを持つような遅延データが考えられる。
また、第１の超音波の遅延データの一部を流用すれば、
データの共有によって効率化を図ることができる。
分の間欠的な走査各々の直前に、微小気泡を消失させる
ための第２の超音波が局部的に送信される。図３（ｂ）
には、この第２の超音波を送信する局部的な範囲（ここ
では、超音波走査線番号４８から５２）を示している。
第２の超音波を送信する局部的な範囲は、第１の超音波
による走査範囲よりも狭く、その一部分に相当する。こ
の場合、第２の超音波を目的方向に送信するための遅延
データは、微小気泡を崩壊するのに、より効率的な独自
の遅延データを用いて構成しても良い。例えば心腔部に
強い音場ピークを持つような遅延データが考えられる。
また、第１の超音波の遅延データの一部を流用すれば、
データの共有によって効率化を図ることができる。
【００２４】ここでは、超音波走査線番号４８から５２
まで第２の超音波を１回ずつ一通り送信し、このセット
を２回繰り返すようにしているが、これ以上の回数繰り
返してもよいし、さらには隣り合う１フレーム分の走査
のインターバルの期間に継続的に送信するようにしても
よい。
まで第２の超音波を１回ずつ一通り送信し、このセット
を２回繰り返すようにしているが、これ以上の回数繰り
返してもよいし、さらには隣り合う１フレーム分の走査
のインターバルの期間に継続的に送信するようにしても
よい。
【００２５】この第２の超音波の送信により生じるエコ
ーは、受信されないか、受信してもそのエコー信号に基
づく画像生成処理は行わないで破棄してしまうか、或い
は画像生成処理して超音波走査線番号４８から５２まで
の部分的な画像を生成するが表示や記録には供さない
か、いずれにしても画像として表示や記録するのは、第
１の超音波によるものだけであって、第２の超音波の送
信による画像は表示しないし、記録もしないものであ
る。
ーは、受信されないか、受信してもそのエコー信号に基
づく画像生成処理は行わないで破棄してしまうか、或い
は画像生成処理して超音波走査線番号４８から５２まで
の部分的な画像を生成するが表示や記録には供さない
か、いずれにしても画像として表示や記録するのは、第
１の超音波によるものだけであって、第２の超音波の送
信による画像は表示しないし、記録もしないものであ
る。
【００２６】このようにイメージングのための走査の直
前に、微小気泡を崩壊させるために第２の超音波を局部
的に送信することにより、次のような効果が奏される。
まず、第２の超音波が送信されると、ある程度の音圧が
確保される領域において、その中の微小気泡が崩壊さ
れ、殆ど消失された状態になる。この後、血流にのって
新しい微小気泡が当該領域に流入してくるが、第１の超
音波による走査を開始する時点においては、その猶予は
殆ど無く、当該領域内には殆ど微小気泡が存在しない状
態にある。
前に、微小気泡を崩壊させるために第２の超音波を局部
的に送信することにより、次のような効果が奏される。
まず、第２の超音波が送信されると、ある程度の音圧が
確保される領域において、その中の微小気泡が崩壊さ
れ、殆ど消失された状態になる。この後、血流にのって
新しい微小気泡が当該領域に流入してくるが、第１の超
音波による走査を開始する時点においては、その猶予は
殆ど無く、当該領域内には殆ど微小気泡が存在しない状
態にある。
【００２７】従って、図４に示すように、当該第２の超
音波が送信された領域Ａ以外の領域Ｂには微小気泡が充
分存在するので輝度増強されているが、一方、第２の超
音波が送信された領域Ａには微小気泡が殆ど存在してい
ないので輝度増強されていない。このような画像から
は、輝度増強された領域Ｂの輝度を、輝度増強されてい
ない領域Ａの輝度と比較しながら観察することができ、
例えばハーモニックイメージングの時には高調波成分
が、微小気泡の弾性散乱（非線形挙動）に由来するの
か、あるいは臓器の非線形伝搬に由来するものなのか
を、１枚の画像のみで判断可能であり、これにより臓器
の血流パフュージョンを診断する際に非常に効果的に微
小な血流を認識できる。
音波が送信された領域Ａ以外の領域Ｂには微小気泡が充
分存在するので輝度増強されているが、一方、第２の超
音波が送信された領域Ａには微小気泡が殆ど存在してい
ないので輝度増強されていない。このような画像から
は、輝度増強された領域Ｂの輝度を、輝度増強されてい
ない領域Ａの輝度と比較しながら観察することができ、
例えばハーモニックイメージングの時には高調波成分
が、微小気泡の弾性散乱（非線形挙動）に由来するの
か、あるいは臓器の非線形伝搬に由来するものなのか
を、１枚の画像のみで判断可能であり、これにより臓器
の血流パフュージョンを診断する際に非常に効果的に微
小な血流を認識できる。
【００２８】つまり、１枚の画像で、輝度増強効果を受
けた部分と、輝度増強効果を受けていない部分とを観察
することができる。従って、両部分の輝度を比較するこ
とにより、輝度増強効果の程度を知り得る。これは、輝
度が、造影剤に由来して高くなっているのか、あるいは
組織に由来して高くなっているのか、換言すると、造影
剤だけによる輝度増強はどの程度なのかを、個人差の大
きい組織由来の輝度レベルに左右されることなく、観察
者が把握することができるようになる。
けた部分と、輝度増強効果を受けていない部分とを観察
することができる。従って、両部分の輝度を比較するこ
とにより、輝度増強効果の程度を知り得る。これは、輝
度が、造影剤に由来して高くなっているのか、あるいは
組織に由来して高くなっているのか、換言すると、造影
剤だけによる輝度増強はどの程度なのかを、個人差の大
きい組織由来の輝度レベルに左右されることなく、観察
者が把握することができるようになる。
【００２９】また、操作者は、トラックボール１１Ａ等
を用いて、第２の超音波を送信する範囲を、リアルタイ
ムに変更可能であるので、例えば第２の超音波を送信す
る超音波走査線を４８〜５２から５０〜５５に変更しな
がら、所望の領域が第２の超音波によって影響を受ける
かどうか、すなわちその領域に気泡が存在するかどうか
をリアルタイムに評価することが可能である。
を用いて、第２の超音波を送信する範囲を、リアルタイ
ムに変更可能であるので、例えば第２の超音波を送信す
る超音波走査線を４８〜５２から５０〜５５に変更しな
がら、所望の領域が第２の超音波によって影響を受ける
かどうか、すなわちその領域に気泡が存在するかどうか
をリアルタイムに評価することが可能である。
【００３０】もう少し具体的に述べると、領域Ａ、Ｂの
境界付近で、Ａ、Ｂの輝度レベルが共に３０程度で同等
であれば、心臓に微小気泡はあまり流入されずに微小気
泡のコントラスト増強効果はあまり発揮されていなく
て、当該領域Ｂの部分の輝度は心筋のエコー信号に由来
するものと考えられる。もし、領域Ａの輝度が１０程度
と領域Ｂのそれよりも低ければ、領域Ｂの輝度レベルは
微小気泡（造影剤）によるものであるとわかる。
境界付近で、Ａ、Ｂの輝度レベルが共に３０程度で同等
であれば、心臓に微小気泡はあまり流入されずに微小気
泡のコントラスト増強効果はあまり発揮されていなく
て、当該領域Ｂの部分の輝度は心筋のエコー信号に由来
するものと考えられる。もし、領域Ａの輝度が１０程度
と領域Ｂのそれよりも低ければ、領域Ｂの輝度レベルは
微小気泡（造影剤）によるものであるとわかる。
【００３１】上述のように第２の超音波を送信する領域
は、第１の超音波による走査範囲の一部であれば、その
場所や広さには特に制限はない。例えば、図５に示すよ
うに、図３（ｂ）とちょうど逆に、走査範囲の中央付近
を挟んで両側の広い範囲に第２の超音波を送信して、こ
の範囲に対応する領域おいて微小気泡を消失させるよう
にしてもよい。
は、第１の超音波による走査範囲の一部であれば、その
場所や広さには特に制限はない。例えば、図５に示すよ
うに、図３（ｂ）とちょうど逆に、走査範囲の中央付近
を挟んで両側の広い範囲に第２の超音波を送信して、こ
の範囲に対応する領域おいて微小気泡を消失させるよう
にしてもよい。
【００３２】このように比較的広範囲に第２の超音波を
送信することにより、次のような効果が奏されるもので
ある。すなわち、流動速度の大きい心腔内の微小気泡を
より壊すことができるという点である。例えば、第２の
超音波を送信しない領域Ｂを心腔内に合わせると、その
心腔内の血液は流動が速いため、第１の超音波で走査を
開始する時点では、当該心腔内に気泡濃度の低い血液が
流れ込み、結果的に、当該心腔内の血液の気泡濃度は中
程度になって、超音波の心腔内の微小気泡による減衰や
歪みが少ない状態で、イメージングのための第１の超音
波が、心腔後壁部まで到達することができ、心筋後壁を
高感度に得られ、後壁の血流パフュージョンの検出を容
易にすることが可能となる。なお、この場合の心筋部
は、血流速が非常に遅いため、領域Ａ、Ｂの血液が互い
に入れ替わったりすることはない。
送信することにより、次のような効果が奏されるもので
ある。すなわち、流動速度の大きい心腔内の微小気泡を
より壊すことができるという点である。例えば、第２の
超音波を送信しない領域Ｂを心腔内に合わせると、その
心腔内の血液は流動が速いため、第１の超音波で走査を
開始する時点では、当該心腔内に気泡濃度の低い血液が
流れ込み、結果的に、当該心腔内の血液の気泡濃度は中
程度になって、超音波の心腔内の微小気泡による減衰や
歪みが少ない状態で、イメージングのための第１の超音
波が、心腔後壁部まで到達することができ、心筋後壁を
高感度に得られ、後壁の血流パフュージョンの検出を容
易にすることが可能となる。なお、この場合の心筋部
は、血流速が非常に遅いため、領域Ａ、Ｂの血液が互い
に入れ替わったりすることはない。
【００３３】次に、操作者の操作手順について、図６を
参照して説明する。 ステップ１（Ｓ１）；まず、イメージングのための第１
の超音波に関する第１の送信条件を設定する。送信条件
には、プローブ１の種類、送信駆動音圧、送信駆動素子
数（送信口径）、中心周波数、バースト波数等が含まれ
る。
参照して説明する。 ステップ１（Ｓ１）；まず、イメージングのための第１
の超音波に関する第１の送信条件を設定する。送信条件
には、プローブ１の種類、送信駆動音圧、送信駆動素子
数（送信口径）、中心周波数、バースト波数等が含まれ
る。
【００３４】Ｓ２；第１の超音波による断面の間欠的な
走査を、心電同期で行うか、内部時計による固定的な周
期で行うかを設定する。あるいは心電同期以外の外部ト
リガであってもよい。
走査を、心電同期で行うか、内部時計による固定的な周
期で行うかを設定する。あるいは心電同期以外の外部ト
リガであってもよい。
【００３５】Ｓ３；Ｓ２で設定したトリガの選択に合わ
せて、走査のインターバルｔ１を設定する。心電同期の
場合、１心拍期間を単位としてその整数倍に、また内部
時計による固定的な周期で行う場合、０．１，０．２，
…１，２，…［秒］などと設定する。
せて、走査のインターバルｔ１を設定する。心電同期の
場合、１心拍期間を単位としてその整数倍に、また内部
時計による固定的な周期で行う場合、０．１，０．２，
…１，２，…［秒］などと設定する。
【００３６】Ｓ４；次に、微小気泡を崩壊させるための
第２の送信条件を設定する。この第２の送信条件は、送
信駆動音圧等の一般的なものと、後述するような本発明
に独自のものとがある。まず、第２の送信条件のうち一
般的なものが、第１の送信条件と比較して、送信駆動音
圧、送信駆動素子数（送信口径）、中心周波数、駆動波
数のうち少なくとも１つが、微小気泡の崩壊効率が高く
なるように相違される。例えば、中心周波数は第２の送
信条件の方が、第１の送信条件よりも低く設定され、ま
た、送信駆動音圧は第２の送信条件の方が、第１の送信
条件よりも高く設定され、また、送信駆動素子数（送信
口径）は第２の送信条件の方が、第１の送信条件よりも
多く（広く）設定される。あるいは、両者は同じ条件で
あっても、ある程度の微小気泡崩壊効果は得られる。
第２の送信条件を設定する。この第２の送信条件は、送
信駆動音圧等の一般的なものと、後述するような本発明
に独自のものとがある。まず、第２の送信条件のうち一
般的なものが、第１の送信条件と比較して、送信駆動音
圧、送信駆動素子数（送信口径）、中心周波数、駆動波
数のうち少なくとも１つが、微小気泡の崩壊効率が高く
なるように相違される。例えば、中心周波数は第２の送
信条件の方が、第１の送信条件よりも低く設定され、ま
た、送信駆動音圧は第２の送信条件の方が、第１の送信
条件よりも高く設定され、また、送信駆動素子数（送信
口径）は第２の送信条件の方が、第１の送信条件よりも
多く（広く）設定される。あるいは、両者は同じ条件で
あっても、ある程度の微小気泡崩壊効果は得られる。
【００３７】また、入力機器を操作して、第２の送信条
件に含まれる第２の超音波を送信する範囲の広さの初期
値を、図７に示すアングルマーカ２００の開き角度を動
かしながら、または第２超音波を送信する超音波走査線
の幅（本数）を数値入力することにより、設定する。な
お、これは後述のように、観測時にトラックボール１１
Ａ等の入力機器を操作してリアルタイムに変更可能であ
る。
件に含まれる第２の超音波を送信する範囲の広さの初期
値を、図７に示すアングルマーカ２００の開き角度を動
かしながら、または第２超音波を送信する超音波走査線
の幅（本数）を数値入力することにより、設定する。な
お、これは後述のように、観測時にトラックボール１１
Ａ等の入力機器を操作してリアルタイムに変更可能であ
る。
【００３８】次に、入力機器を操作して、第２の送信条
件に含まれる第２の超音波を送信する範囲の位置（向
き）の初期値を、図７に示すアングルマーカ２００の向
きを動かしながら設定する。これも、観測時にトラック
ボール１１Ａ等の入力機器を操作してリアルタイムに変
更可能である。
件に含まれる第２の超音波を送信する範囲の位置（向
き）の初期値を、図７に示すアングルマーカ２００の向
きを動かしながら設定する。これも、観測時にトラック
ボール１１Ａ等の入力機器を操作してリアルタイムに変
更可能である。
【００３９】さらに、第２の送信条件のなかの第２の超
音波を送信するセット数、つまり各走査線に第２の超音
波を何回送信（ショット）するかを選択する。これも、
観測時にトラックボール１１Ａ等の入力機器を操作して
リアルタイムに変更可能である。第２の超音波は第１の
超音波による画像に影響を及ぼすため、このセット数は
特に重要である。
音波を送信するセット数、つまり各走査線に第２の超音
波を何回送信（ショット）するかを選択する。これも、
観測時にトラックボール１１Ａ等の入力機器を操作して
リアルタイムに変更可能である。第２の超音波は第１の
超音波による画像に影響を及ぼすため、このセット数は
特に重要である。
【００４０】Ｓ５；以上のように第２の送信条件の初期
値の設定が完了すると、図２に示した送信シーケンスの
実行が開始される。 Ｓ６；その後、造影剤（微小気泡）を被検体に投与し、
観測する。この間、図７に示すように、第２の超音波の
送信範囲が、アングルマーカ２００で表示されているの
が、これが造影効果の観測の妨げになる場合もあるた
め、操作パネル１０で、このマーカ２００の表示／非表
示を選択することができるようになってる。
値の設定が完了すると、図２に示した送信シーケンスの
実行が開始される。 Ｓ６；その後、造影剤（微小気泡）を被検体に投与し、
観測する。この間、図７に示すように、第２の超音波の
送信範囲が、アングルマーカ２００で表示されているの
が、これが造影効果の観測の妨げになる場合もあるた
め、操作パネル１０で、このマーカ２００の表示／非表
示を選択することができるようになってる。
【００４１】また、第２の送信条件の一部（図７の例で
は、インターバル＝３［心拍毎］、第２の超音波の送信
のセット数＝１０）が表示されている）がテキストで表
示される。言うまでもないが、第２の送信条件も、通常
の送信条件のごとく表示することができる。
は、インターバル＝３［心拍毎］、第２の超音波の送信
のセット数＝１０）が表示されている）がテキストで表
示される。言うまでもないが、第２の送信条件も、通常
の送信条件のごとく表示することができる。
【００４２】さらにこれらアングルマーカ２００や第２
の送信条件は、診断後にイメージメモリ８から画像デー
タを呼び出して再生する場合にも、同様に表示される。
Ｓ７；そして、必要に応じて、上記Ｓ４の第２の送信条
件を、キーボード１１Ｂやトラックボール１１Ａ等の入
力機器を使って、適当に変更する。特に、第２の超音波
の送信／停止をリアルタイムに行うことができ、両者で
の領域Ａの染影の違いを比べることができる。
の送信条件は、診断後にイメージメモリ８から画像デー
タを呼び出して再生する場合にも、同様に表示される。
Ｓ７；そして、必要に応じて、上記Ｓ４の第２の送信条
件を、キーボード１１Ｂやトラックボール１１Ａ等の入
力機器を使って、適当に変更する。特に、第２の超音波
の送信／停止をリアルタイムに行うことができ、両者で
の領域Ａの染影の違いを比べることができる。
【００４３】なお、上述のステップ４（Ｓ４）において
は、図８（ａ）に示すように、第２の超音波の送信終了
から第１の超音波による走査開始までの時間間隔ｔ２に
ついても、自由に設定できるようになっている。また、
この時間間隔ｔ２を、図８（ｂ）に示すように、ｔ２−
１，ｔ２−２，ｔ２−３，…というように、走査毎に変
えていくようにプログラムすることも可能とする。具体
値としては、ｔ２−１，ｔ２−２，ｔ２−３，…，ｔ２
−８＝０．１，０．２，…０．８［秒］などである。
は、図８（ａ）に示すように、第２の超音波の送信終了
から第１の超音波による走査開始までの時間間隔ｔ２に
ついても、自由に設定できるようになっている。また、
この時間間隔ｔ２を、図８（ｂ）に示すように、ｔ２−
１，ｔ２−２，ｔ２−３，…というように、走査毎に変
えていくようにプログラムすることも可能とする。具体
値としては、ｔ２−１，ｔ２−２，ｔ２−３，…，ｔ２
−８＝０．１，０．２，…０．８［秒］などである。
【００４４】このように消失から走査までの時間間隔ｔ
２を適当に設定することにより、次のような効果が奏さ
れる。図９において、領域Ａは、第１の超音波によって
走査される全領域（断面）のうち、第２の超音波による
微小気泡の崩壊効果の大きい範囲を示している。時間間
隔ｔ２が長くなればなるほど、第２の超音波によって微
小気泡が消失された後に、新しい微小気泡が血流にのっ
て流入してくる量が増加して、輝度がより増強されてい
く。この時間間隔ｔ２がある長さを越えると、輝度レベ
ルは収束（飽和）する。
２を適当に設定することにより、次のような効果が奏さ
れる。図９において、領域Ａは、第１の超音波によって
走査される全領域（断面）のうち、第２の超音波による
微小気泡の崩壊効果の大きい範囲を示している。時間間
隔ｔ２が長くなればなるほど、第２の超音波によって微
小気泡が消失された後に、新しい微小気泡が血流にのっ
て流入してくる量が増加して、輝度がより増強されてい
く。この時間間隔ｔ２がある長さを越えると、輝度レベ
ルは収束（飽和）する。
【００４５】図１０には、図８（ｂ）のように時間間隔
ｔ２を変えながら輝度時間グラフ生成部（ＴＩＣ）１６
により収集された領域Ａの輝度と時間間隔ｔ２との関係
を示している。微小気泡が消失してから、輝度が飽和レ
ベルまで回復するのに要する時間は、図１０のｄａｔａ
１，ｄａｔａ２に示すように、部位によって、つまり血
流の速さに依存して変わる。例えばｄａｔａｌに示す血
流速度の比較的速い心臓等の部位では、回復時間は約
０．２秒であり、一方、ｄａｔａｌに示す血流速度の比
較的遅い腹部等の部位では、回復時間は約０．４秒を要
する。このように、部位の血流速度を考慮して、時間間
隔ｔ２を最適に設定することができる。また、輝度の収
束値（造影剤が充分流入した時の輝度値）からは、ｄａ
ｔａ１の部位が、ｄａｔａ２の部位よりも、血液の容量
が多いという情報だけでなく、臓器組織の関心領域への
血流スピードや、血流容量を定量的に求めることも可能
となる。本発明は、上述した実施形態に限定されること
なく、種々変形して実施可能である。
ｔ２を変えながら輝度時間グラフ生成部（ＴＩＣ）１６
により収集された領域Ａの輝度と時間間隔ｔ２との関係
を示している。微小気泡が消失してから、輝度が飽和レ
ベルまで回復するのに要する時間は、図１０のｄａｔａ
１，ｄａｔａ２に示すように、部位によって、つまり血
流の速さに依存して変わる。例えばｄａｔａｌに示す血
流速度の比較的速い心臓等の部位では、回復時間は約
０．２秒であり、一方、ｄａｔａｌに示す血流速度の比
較的遅い腹部等の部位では、回復時間は約０．４秒を要
する。このように、部位の血流速度を考慮して、時間間
隔ｔ２を最適に設定することができる。また、輝度の収
束値（造影剤が充分流入した時の輝度値）からは、ｄａ
ｔａ１の部位が、ｄａｔａ２の部位よりも、血液の容量
が多いという情報だけでなく、臓器組織の関心領域への
血流スピードや、血流容量を定量的に求めることも可能
となる。本発明は、上述した実施形態に限定されること
なく、種々変形して実施可能である。
【００４６】
【発明の効果】本発明によれば、造影剤を用いたコント
ラストエコー法を効果的に活用することができる。
ラストエコー法を効果的に活用することができる。
【図１】本発明の好ましい実施形態に係る超音波診断装
置の構成を示すブロック図。
置の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態による送信シーケンスを示す図。
【図３】（ａ）はイメージングのための第１の送信条件
の超音波で被検体を走査する範囲を示し、（ｂ）は微小
気泡を消失させるための第２の送信条件で超音波を送信
する範囲を示す図。
の超音波で被検体を走査する範囲を示し、（ｂ）は微小
気泡を消失させるための第２の送信条件で超音波を送信
する範囲を示す図。
【図４】本実施形態のコントラストエコー法により得ら
れる画像を示す図。
れる画像を示す図。
【図５】第２の送信条件で超音波を送信して微小気泡を
消失させる範囲を広範囲にした場合の画像を示す図。
消失させる範囲を広範囲にした場合の画像を示す図。
【図６】本実施形態による操作者の操作手順を示すフロ
ーチャート。
ーチャート。
【図７】第２の送信条件の表示例を示す図。
【図８】（ａ）は時間間隔ｔ２を変更した送信シーケン
スを示す図、（ｂ）は時間間隔ｔ２を経時的に変動させ
るようにプログラムした送信シーケンスを示す図。
スを示す図、（ｂ）は時間間隔ｔ２を経時的に変動させ
るようにプログラムした送信シーケンスを示す図。
【図９】第２の送信条件で送信された超音波によって微
小気泡が局部的に消失し、その後、血流にのって新たな
微小気泡が流入する様子を模式的に示す図。
小気泡が局部的に消失し、その後、血流にのって新たな
微小気泡が流入する様子を模式的に示す図。
【図１０】領域Ａの輝度が時間間隔ｔ２に依存して変化
する様子をグラフで見た図。
する様子をグラフで見た図。
１…超音波プローブ、 ２…受信部、 ２Ａ…プリアンプ、 ２Ｂ…受信遅延回路、 ２Ｃ…加算器、 ３…送信部、 ３Ａ…パルス発生器、 ３Ｂ…送信遅延回路、 ３Ｃ…パルサ、 ４…レシーバ部、 ５…Ｂモードディジタルスキャンコンバータ部、 ６…メモリ合成部、 ７…表示部、 ８…イメージメモリ、 ９…ドプラユニット、 １０…操作パネル、 １１Ａ…トラックボール、 １１Ｂ…キーボード、 １１Ｃ…マウス、 １４…心電計、 １５…心拍検出部、 １６…輝度時間グラフ生成部、 ２０…装置本体。
Claims (21)
- 【請求項１】 造影剤として微小気泡を投与した被検体
内の断面を第１の超音波で繰り返し走査し、画像を次々
と生成する超音波診断装置において、 前記第１の超音波による走査の間に、前記微小気泡を崩
壊するための第２の超音波を局部的に送信することを特
徴とした超音波診断装置。 - 【請求項２】 前記第２の超音波を送信する領域は、前
記第１の超音波で走査する断面の一部分であることを特
徴とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項３】 前記第１の超音波による走査は、心電波
形に同期して間欠的に繰り返されることを特徴とした請
求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】 前記第１の超音波による走査は、任意の
周期で間欠的に繰り返されることを特徴とした請求項１
記載の超音波診断装置。 - 【請求項５】 前記第２の超音波は、同一方向に繰り返
し送信されることを特徴とした請求項１記載の超音波診
断装置。 - 【請求項６】 前記第２の超音波は、前記第１の超音波
とは、送信駆動音圧、送信駆動素子数、中心周波数、バ
ースト波数の少なくとも１つが異なることを特徴とした
請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項７】 前記第２の超音波の送信条件は、操作者
によって任意の設定可能であることを特徴とした請求項
１記載の超音波診断装置。 - 【請求項８】 前記第２の超音波の送信の向きを決める
遅延データは、前記第１の超音波で走査するために使わ
れる遅延データが流用されることを特徴とした請求項１
記載の超音波診断装置。 - 【請求項９】 前記第２の超音波の送信の向きを決める
遅延データは、前記第１の超音波で走査するために使わ
れる遅延データとは別のものが使われていることを特徴
とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１０】 前記第２の超音波を送信する範囲、方
向の少なくとも一方は、操作者により任意に設定可能に
なっていることを特徴とした請求項１記載の超音波診断
装置。 - 【請求項１１】 前記第２の超音波を送信する範囲、方
向の少なくとも一方は、前記第１の超音波により断面を
走査している最中に、操作者により任意に変更可能であ
ることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１２】 前記第２の超音波の送信は、前記第１
の超音波により断面を走査している最中に、操作者によ
り一時的に中断させることが可能になっていることを特
徴とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１３】 前記第２の超音波の送信条件の少なく
とも一部が、前記画像と同画面に表示されることを特徴
とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１４】 前記第２の超音波の送信条件の少なく
とも一部は、再生表示される前記画像と同画面に表示さ
れることを特徴とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１５】 前記第１の超音波の走査によって得ら
れる画像のみが表示されることを特徴とした請求項１記
載の超音波診断装置。 - 【請求項１６】 前記第１の超音波の走査によって得ら
れる画像のみが記録されることを特徴とした請求項１記
載の超音波診断装置。 - 【請求項１７】 前記第２の超音波が送信される範囲
が、前記画像上にマーカで表示されることを特徴とした
請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項１８】 前記マーカの表示と非表示が操作者の
指示により選択可能になっていることを特徴とした請求
項１７記載の超音波診断装置。 - 【請求項１９】 前記第２の超音波を送信してから前記
第１の超音波による断面走査を開始するまでの時間間隔
は、操作者により任意に調整可能になっていることを特
徴とした請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項２０】 前記第２の超音波を送信してから前記
第１の超音波による断面走査を開始するまでの時間間隔
は、前記第１の超音波による断面走査ごとに変動するよ
うにプログラムできるようになっていることを特徴とし
た請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項２１】 前記時間間隔の変化に対する前記第２
の超音波を送信した場所の輝度の変化を表すグラフを生
成可能になっていることを特徴とした請求項２０記載の
超音波診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12744298A JP4142766B2 (ja) | 1998-05-11 | 1998-05-11 | 超音波診断装置 |
| US09/302,260 US6245019B1 (en) | 1998-05-11 | 1999-04-30 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12744298A JP4142766B2 (ja) | 1998-05-11 | 1998-05-11 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11318901A true JPH11318901A (ja) | 1999-11-24 |
| JP4142766B2 JP4142766B2 (ja) | 2008-09-03 |
Family
ID=14960047
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12744298A Expired - Fee Related JP4142766B2 (ja) | 1998-05-11 | 1998-05-11 | 超音波診断装置 |
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| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6245019B1 (ja) |
| JP (1) | JP4142766B2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004514461A (ja) * | 2000-02-10 | 2004-05-20 | アキューソン コーポレイション | 医療診断用超音波イメージングシステム及び被送信超音波ビームの音響出力パラメータを決定する方法 |
| JP2005237738A (ja) * | 2004-02-27 | 2005-09-08 | Toshiba Corp | 超音波診断装置、画像処理装置及び超音波画像撮影方法 |
| JP2006141798A (ja) * | 2004-11-22 | 2006-06-08 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2009077926A (ja) * | 2007-09-26 | 2009-04-16 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び超音波診断プログラム |
| JP2010137068A (ja) * | 2010-02-15 | 2010-06-24 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2011189175A (ja) * | 2011-05-31 | 2011-09-29 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
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| US6503203B1 (en) * | 2001-01-16 | 2003-01-07 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automated ultrasound system for performing imaging studies utilizing ultrasound contrast agents |
| JP3844663B2 (ja) * | 2001-05-07 | 2006-11-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波診断装置 |
| JP2003061959A (ja) * | 2001-08-22 | 2003-03-04 | Toshiba Corp | 超音波診断装置 |
| JP2004148015A (ja) * | 2002-11-01 | 2004-05-27 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 超音波診断装置 |
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| US20050273010A1 (en) * | 2004-06-02 | 2005-12-08 | Shi William T | Method and system for ultrasound contrast-imaging |
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| JP5290560B2 (ja) * | 2007-10-18 | 2013-09-18 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 超音波撮像装置 |
| CN101601593B (zh) * | 2008-06-10 | 2013-01-16 | 株式会社东芝 | 超声波诊断装置 |
| JP5566773B2 (ja) * | 2009-06-30 | 2014-08-06 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置および音速設定方法 |
| US11217344B2 (en) * | 2017-06-23 | 2022-01-04 | Abiomed, Inc. | Systems and methods for capturing data from a medical device |
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| US5694937A (en) | 1995-01-31 | 1997-12-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasound diagnostic apparatus and method |
| US5560364A (en) | 1995-05-12 | 1996-10-01 | The Board Of Regents Of The University Of Nebraska | Suspended ultra-sound induced microbubble cavitation imaging |
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- 1998-05-11 JP JP12744298A patent/JP4142766B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-04-30 US US09/302,260 patent/US6245019B1/en not_active Expired - Fee Related
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