JP2001340340A

JP2001340340A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP2001340340A
Application number: JP2000165539A
Authority: JP
Inventors: Naohisa Kamiyama; 直久神山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-06-02
Filing date: 2000-06-02
Publication date: 2001-12-11

Abstract

(57)【要約】【課題】パフュージョンと血管血流とを同時に映像化
すること。【解決手段】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
投与した被検体に対して、超音波ビームで三次元走査す
ることにより、当該走査領域の三次元画像を得てその画
像を表示する超音波診断装置において、所定の停止時間
Ｔ_Ｂ−Ａをおいてこの停止時間よりも短い所定のフレー
ムレートＴ_Ａ−Ｂにより、連続する少なくともＡ、Ｂ２
フレーム分の超音波ビームを繰り返し照射して前記被検
体からのエコー信号を収集し、第１のフレームのエコー
信号の集合と第２のフレームのエコー信号の集合とか
ら、各々独立した三次元画像を形成するようにした。こ
れにより、主にパフュージョンの情報を含む三次元画像
と、主に血管血流の情報を含む三次元画像とを、それぞ
れほぼ同時に取得することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、三次元画像を得る
超音波診断装置に係り、特に、微小気泡を主成分とする
超音波造影剤を被検体に投与することにより、血管部の
血流の状況や臓器実質などの血流の状況を観察するのに
好適な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は広範囲にわた
り、被検体の断層像や血流速などが観察できる超音波診
断装置は、その代表例の一つである。超音波トランスジ
ューサから超音波ビームを被検体内へ放射すると、この
超音波ビームは生体内を伝播していき、伝播途中におけ
る血管壁や臓器などの生体組織の境界すなわち、音響イ
ンピーダンスの不連続面で次々と反射が起こり、エコー
信号として超音波トランスジューサへ返ってくる。この
エコー信号の振幅は当該不連続面での音響インピーダン
スの差に依存している。また、超音波ビームが血球や心
臓壁などの移動体の表面で反射したとき、そのエコー信
号は、ドプラ効果によって当該移動体のビーム方向の速
度成分に依存して周波数偏移を受けることになる。超音
波診断装置は、このようなエコー信号を処理することに
よって、生体の軟部組織の断層像を得たり、血流速など
が観察できる非侵襲性の医用診断装置である。そして、
Ｘ線診断装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＭＲＩ装置および核医学
装置など他の医用モダリティに比べて、リアルタイム表
示が可能、装置が小型で比較的安価、放射線被曝がなく
安全性が高い、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、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
など広範な領域で超音波診断が行われている。また、操
作が簡単で装置をベットサイドへ移動させて検査を容易
に実施できるなどの利点も備えている。

【０００３】このような超音波診断の分野において、近
年、心臓や腹部臓器などの検査を行う際に、被検体の静
脈から超音波造影剤（以下、単に造影剤と称する。）を
注入して、血流の状況を評価するコントラストエコー法
が注目されている。造影剤を静脈から注入する手法は、
カテーテルを用いて動脈から造影剤を注入する手法に比
べて侵襲性が低いので、この評価法による診断が普及し
つつある。ここで、造影剤の物理的な特性について簡単
に説明する。超音波造影剤は、微小気泡（マイクロバブ
ル）を主成分とするものが使用される。微小気泡は音響
インピーダンスが非常に小さく、被検体内臓器や組織あ
るいは血液成分との音響インピーダンスの差が極めて大
きいため、微小気泡からのエコー信号の強度が組織境界
からのそれに比べて顕著に強く、造影剤として好適であ
る。そして、造影剤の注入量や濃度が高いほど造影効果
は大きくなる。この微小気泡を主成分とする造影剤とし
ては、例えばガラクトースを主成分とするレボビスト
（Levovist^（Ｒ）；シェーリング社）が知られている
が、エコー信号の強度を増強させる性質を備えていれ
ば、他の微小気泡や材料を主成分とするものであっても
よい。

【０００４】ところで、微小気泡は、通常の診断に用い
られる程度の超音波照射パワー（音圧）での超音波照射
によって、短時間のうちに崩壊して消失するという性質
をもっている。すなわち、水中（血液中）の気泡は音圧
に対してバネのような１次振動の物理挙動を示すことが
知られており、このとき気泡は、その大きさ（気泡の
径）に依存した固有の共振周波数で振動する。そして気
泡は、共振周波数のもとで最大振幅で振動し消失が促進
される。なお、造影剤中の微小気泡は、数ミクロン程度
の範囲で様々な大きさを有し、共振周波数は個々の微小
気泡毎に相違するので、超音波照射によって消失する微
小気泡はその極一部であると思われるが、実際には、送
信波は或る程度の幅で周波数帯域が広がっているため
に、送信波の周波数帯域に含まれる共振周波数を有する
大部分の微小気泡が瞬時に消失してしまうものと考えら
れている。臨床における被検体部位を考えた場合、関心
領域（ＲＯＩ）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その部
位でほとんどの微小気泡が消失したとしても、次の超音
波照射の時点で新しい微小気泡が同一関心領域に存在し
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または比較的細
い血管の血流の存在を考慮すると、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微小気泡は次
々に消失してしまい、造影効果が瞬時に減弱することと
なる。

【０００５】このような超音波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「６７−９５フラッシュエコー映像法の検討
（１），神山直久他、第７回日本超音波医学研究発表
会、1996年6月」にて行い、フラッシュエコーイメージ
ング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、その詳細は特開平８−２８０６７４
号公報に開示されている。この映像法は原理的には、従
来型の１秒間に数十フレームという速さで連続して行っ
ていた超音波走査に代えて、数秒間に１フレームという
間歇的な走査とすることにより、間歇期間（すなわち、
超音波照射の停止時間）の間、走査領域（すなわち、関
心領域）に割らずに充満させておいた微小気泡を、次の
超音波走査によって一気に消滅させて、高いエコー信号
を得ようとする手法である。このような新しい映像法の
開発が進むのに伴なって、超音波診断の分野でも、Ｘ線
ＣＴやＭＲＩの分野と同様に、三次元画像に関する期待
とニーズが高まっている。三次元画像は、二次元の断層
像に加えて、その奥行き方向の情報を含めて立体的に、
組織の形状や血管の走行の様子などをより明確に観察す
ることができることが注目される所以である。

【０００６】三次元画像を形成するには、被検体に対し
て三次元的な超音波走査を行って三次元的な画像データ
を取得する必要があるが、その手法には各種の試みがさ
れている。その１つとして、超音波トランスジューサを
二次元的に多数配列した二次元アレイ超音波プローブを
用いて、三次元分布のエコー信号を同時に取り込むよう
にした手法が提案されている。また、別の手法として、
従来型である超音波トランスジューサを一次元に多数配
列した超音波プローブを用いて、比較的簡便に三次元分
布のエコー信号を取り込む手法も知られている。この一
次元配列の超音波プローブを用いる手法は、具体的に
は、位置センサを取付けた一次元配列の超音波プローブ
を、少しずつ空間的に移動させながら二次元断面を走査
し、その断面のエコー信号とともに走査の位置情報を位
置センサから同時に取り込み、記録していく手法であ
る。そして、所望の三次元空間を走査してデータを収集
した後に、位置情報を参照しながら記録したデータを再
構築して三次元画像を形成し、表示器に表示する。なお
この一次元配列の超音波プローブを用いる手法は、位置
センサを用いずに実施される場合もある。この場合、超
音波プローブを予め決められた速度と角度で被検体上を
動かしながらエコー信号を取り込んでいき、各二次元断
面のデータを空間的に配置することにより、三次元ボリ
ウム像とするものである。よって、奥行き方向に関して
は厳密には正確なデータが得られないものの、それでも
被検体の三次元的な構造を把握するには十分な画像を提
供することができる。これらの三次元画像の構築と表示
は、特に近年の高速データ処理装置の進歩に伴なって、
非常に短時間に行えるようになってきた。

【０００７】ところで、既に述べたように、造影剤とし
ての微小気泡は、超音波を照射することによって容易に
壊れてしまうことから、例えば、比較的大きな送信音圧
で、ある１断面を連続的に観察した場合、比較的流入速
度の速い血管の血流は、造影剤の効果によってよく映像
化されるものの、毛細血管のような比較的流入速度の遅
い組織の微小血流（以下、パフュージョンという。）
は、微小気泡が消失してしまうため映像化されないこと
となる。しかしながら、三次元イメージングを行う際
は、結果的に以下の理由でパフュージョンを良好に映像
化することができる。すなわち、三次元分布のエコー信
号を取り込むために、超音波プローブを断層面に対して
垂直な方向へ移動させることは、超音波の走査断面を、
微小気泡がまだ消失していない新しい領域内に、次々と
移動して行くことになるからである。なおこの方法は、
１回の造影剤の投与に対して１回のみ可能であるか、あ
るいは再び造影剤が組織の微小血管に充満するまで待つ
必要がある。このようなパフュージョンのエコー信号を
基に再構築された三次元画像は、例えば、腫瘍の存在診
断や鑑別診断に供せられて、大きな効果を発揮すること
が期待される。すなわち、肝臓内のパフュージョン空間
内に輝度の低い球形の空間が存在しているような場合
は、その部位は、乏血性の転移性肝臓癌であることが予
想されるという具合である。さらに、超音波診断装置の
計測機能を用いて、その部位の形状、体積などを同時に
計測すれば、より的確な診断情報を提供することが可能
となる。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記の
ような被検体の静脈から造影剤を注入して、血流の状況
を映像化するコントラストエコー法に基づき三次元画像
を形成する手法に対して、種々の改善すべき課題があ
る。その１つは、造影剤としての微小気泡の消失現象の
影響により、超音波プローブの移動速度にむら（すなわ
ち、超音波プローブを比較的素早く動かしたり、ゆっく
り動かしたりする場合の不均一性）があると、映像化し
たパフュージョンの輝度が異なってしまうことである。
２つ目は、パフュージョンを映像化した場合、毛細血管
に比べて血流速度の速い血管血流（以下、単に血管血流
という。）のエコー信号は、組織血流にマスクされてし
まい、逆に見え難くなることが起こるということであ
る。この問題については、観察したい対象部位（血管）
の血流の流入速度に応じて、超音波ビームを照射する間
歇間隔（停止時間の間隔）を調整したり、超音波照射パ
ワー（音圧）を調整したり、あるいは超音波プローブを
動かす速度を調整するなどの対策を講じることによっ
て、血管血流または組織血流のいずれか一方を映像化す
るようにしていたが、パフュージョンと血管系とを同時
に映像化したいという強い要望には応えることができな
かった。本発明は、このような課題を解決し、パフュー
ジョンと血管血流情報とを同時に取得した、三次元画像
を形成することのできる超音波診断装置を提供すること
を目的としてなされたものである。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上述の課題を解決するた
め、請求項１に記載の発明は、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に対して、超音波ビーム
で三次元走査することにより、当該走査領域の三次元画
像を得てその画像を表示する超音波診断装置において、
所定の停止時間をおいてこの停止時間よりも短い所定の
フレームレートにより、連続する少なくとも２フレーム
分の超音波ビームを繰り返し照射して前記被検体からの
エコー信号を収集する送受信手段と、前記連続するフレ
ームの内の第１のフレームのエコー信号の集合と第２の
フレームのエコー信号の集合とから、各々独立した三次
元画像を形成する三次元画像処理手段とを具備すること
を特徴とするものである。これにより、主にパフュージ
ョンの情報を含む三次元画像と、主に血管血流の情報を
含む三次元画像とを、それぞれほぼ同時に取得すること
ができる。

【００１０】また、請求項２に記載の発明は、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に対し
て、超音波ビームで三次元走査することにより、当該走
査領域の三次元画像を得てその画像を表示する超音波診
断装置において、同一走査線に対して超音波ビームの照
射を少なくとも２回繰り返しながら走査線を順次切換え
て１フレーム分のエコー信号を収集するとともに、所定
の停止時間をおいてこの停止時間よりも短い所定のフレ
ームレートにより、連続する少なくとも２フレーム分の
超音波ビームを繰り返し照射して前記被検体からのエコ
ー信号を収集する送受信手段と、この送受信手段により
収集される前記同一走査線に関する２つのエコー信号同
士を差分演算して差分信号を得る差分演算手段と、前記
連続するフレームの内の第１のフレームの前記差分演算
手段により得られた差分信号の集合と第２のフレームの
前記差分演算手段により得られた差分信号の集合とか
ら、各々独立した三次元画像を形成する三次元画像処理
手段とを具備することを特徴とするものである。この場
合、三次元画像処理手段には、第１のフレームの差分演
算をする前のいずれか一方のエコー信号の集合から独立
した三次元画像を形成する処理手段を含み、三次元画像
処理手段によって形成された各々独立した三次元画像
を、互いに空間的な位置を合わせて重畳して表示するよ
うにしてもよい。これにより、生体組織からのエコー成
分を除き、造影剤によるエコーデータを反映した画像を
得るという、いわゆるレート・サブトラクション・イメ
ージング法の特徴を活かしながら、主にパフュージョン
の情報を含む三次元画像と、主に血管血流の情報を含む
三次元画像とを、それぞれほぼ同時に取得することがで
きる。

【００１１】また、請求項３に記載の発明は、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に対し
て、超音波プローブを介して超音波ビームで三次元走査
することにより、当該走査領域の三次元画像を得てその
画像を表示する超音波診断装置において、前記超音波プ
ローブの空間的位置情報を検出する位置情報検出手段
と、この位置情報検出手段によって検出された前記超
音波プローブの移動距離が、所定のしきい値を越えたと
きに、所定のフレームレートにより、連続する少なくと
も２フレーム分の超音波ビームを繰り返し照射して前記
被検体からのエコー信号を収集する送受信手段と、前記
連続するフレームの内の第１のフレームのエコー信号の
集合と第２のフレームのエコー信号の集合とから、各々
独立した三次元画像を形成する三次元画像処理手段とを
具備することを特徴とするものである。これにより、必
要十分な間隔でエコーデータを収集して、主にパフュー
ジョンの情報を含む三次元画像と、主に血管血流の情報
を含む三次元画像とを、それぞれほぼ同時に取得するこ
とができる。また、超音波プローブの移動速度に拘わら
ず、全ての断層像で造影剤によるエコー輝度を均質に取
得できる。

【００１２】さらに、請求項４に記載の発明は、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に対し
て、二次元配列した超音波トランスジューサを有する超
音波プローブを介して超音波ビームで走査することによ
り、当該走査領域の三次元画像を得てその画像を表示す
る超音波診断装置において、所定のフレームレートによ
り、仰角の異なる少なくとも２フレーム分の超音波ビー
ムを繰り返し照射して前記被検体からのエコー信号を収
集する送受信手段と、前記仰角の異なる第１のフレーム
のエコー信号の集合と第２のフレームのエコー信号の集
合とから、各々独立した三次元画像を形成する三次元画
像処理手段とを具備することを特徴とするものである。
これにより、間歇時間（停止時間）を設けることなく所
定のフレームレートで連続して、主にパフュージョンの
情報を含む三次元画像と、主に血管血流の情報を含む三
次元画像とを取得することができる。

【００１３】なお、上記各請求項記載の発明において、
２フレーム分のエコー信号の収集は心電図の所望時相に
同期させて行ってもよい。また、第１のフレームと第２
のフレームとの信号を、例えばＢモードとカラードプラ
モードのように、それぞれ異なる映像モードの信号とし
て収集してもよい。さらに、それぞれ取得した２フレー
ム分の三次元画像は、互いに空間的な位置を合わせて並
列配置して表示したり、重畳して表示したり、あるいは
ピクセル毎に差分演算した差分像として表示したり、加
えて、第１のフレームのエコー信号の集合から形成され
た三次元画像を所望の断面で切断したインターリーブ像
として表示することができる。これらの表示形態によ
り、組織構造と血管構造をより明確に把握することがで
きる。

【００１４】また、別の形態としての発明は、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に対し
て、超音波ビームで三次元走査することにより、当該走
査領域の三次元画像を得てその画像を表示する超音波診
断装置において、所定の停止時間をおいてこの停止時間
よりも短い所定のフレームレートにより、連続する２フ
レーム分の超音波ビームを照射して前記被検体からのエ
コー信号を収集するとともに、第１のフレームは同一走
査線に対して１回超音波ビームを照射しながら走査線を
順次切換え、第２のフレームは同一走査線に対して超音
波ビームの照射を少なくとも２回繰り返しながら走査線
を順次切換える送受信手段と、前記第１のフレームのエ
コー信号の集合は、Ｂモードの信号として収集され、前
記第２のフレームのエコー信号の集合は、同一走査線に
関する２つのエコー信号同士を差分演算して得られた差
分信号として収集されて、各々独立した三次元画像を形
成する三次元画像処理手段とを具備し、この三次元画像
処理手段によって形成された各々独立した三次元画像
を、互いに空間的な位置を合わせて重畳して表示するこ
とを特徴としている。これにより、パフュージョン像の
中で血管血流の構造が極めて明瞭に観察できるようにな
る。この場合も、背景となる画像をインターリーブ像と
して表示してもよい。なお、上記の各発明において、第
１および／または第２のフレームの信号として、エコー
信号の基本波成分に対する高調波成分を多く含む信号を
受信するものとすれば、体表から中程度の位置で鮮明な
画像が得られ、さらに、三次元画像処理手段によって形
成された各々独立した三次元画像の少なくとも一方をカ
ラー表示することにより、視認性をより高めることがで
きる。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る超音波診断装
置の実施の形態について、図１ないし図２１を参照して
詳細に説明する。なお本発明は、被検体に造影剤を投与
して、その染影度によって血流の状態を観察する場合
の、関心領域全てに適用することが可能であるが、以下
に説明する種々の実施の形態では、肝臓実質あるいは心
臓筋肉へ流入する造影剤の染影度から、血流の状況を把
握するものとして説明する。図１ないし図５は、本発明
に係る超音波診断装置の第１の実施の形態を示した系統
図である。図１示すように、この超音波診断装置は、装
置本体１１と、この装置本体１１に着脱自在に接続さ
れ、被検体Ｐに超音波を送波するとともにそれに伴なう
被検体Ｐからの反射波を受波する超音波プローブ１２
と、オペレータの各種指示や情報あるいは各種設定条件
などを、装置本体１１へ与える操作パネル１３とから構
成されている。なお、超音波プローブ１２は、電気信号
を超音波に変換し、逆に超音波を電気信号に変換する圧
電セラミックスなどの圧電素子から成る超音波トランス
ジューサを、アレイ状に多数配列したものである。ま
た、操作パネル１３は、トラックボール１３ａ、キーボ
ード１３ｂ、操作パネル回路１３ｃなどを備えている。

【００１６】装置本体１１は、超音波プローブ１２に接
続される送信ユニット２１と受信ユニット２２を備えて
いる。送信ユニット２１は、図２に示すように、レート
パルス発生器２１ａ、送信遅延回路２１ｂ、パルサ２１
ｃを有している。レートパルス発生器２１ａは、超音波
の送信レート（毎秒送信する超音波パルスの数）を決定
するためのレート周波数ｆｒ［Hz］（周期：１／ｆｒ
［秒］）のパルス、例えば５kHz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２１ｂへ供給される。この送信遅
延回路２１ｂには、後述するコントローラ３１から、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
給されるので、これにより、レートパルスは、超音波の
指向性を決めるために必要な遅延時間をチャンネル毎に
受けて、パルサ２１ｃにトリガパルスとして与えられ
る。そして、トリガパルスに同期してパルサ２１ｃから
超音波プローブ１２の超音波トランスジューサに個別
に、または近隣グループ単位で中心周波数ｆｏの高周波
の電圧パルスが印加される。この電圧パルスを受けて、
超音波プローブ１２の先端に設けられている超音波トラ
ンスジューサが機械的に振動し、これにより中心周波数
ｆｏの超音波パルスが発生され、被検体Ｐへ放射され
る。この電圧パルスの発生間隔は、後述するようにコン
トローラ３１によって制御される。

【００１７】一方、超音波プローブ１２から被検体Ｐへ
放射された超音波パルスは、生体内を伝播していき、伝
播途中の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射し
て、エコーとして超音波プローブ１２へ返ってくる。こ
のエコーの振幅は、反射することになった当該不連続面
での生体の音響インピーダンスの差に依存している。ま
た、超音波パルスが移動している血流や心臓壁などの表
面で反射したときのエコーは、ドプラ効果により当該移
動体のビーム方向の速度成分に依存して周波数偏移を受
けることになる。エコーが超音波プローブ１２に返って
くると、超音波プローブ先端の超音波トランスジューサ
が機械的に振動し、これにより超音波トランスジューサ
は微弱な電気信号を発生する。この電気信号はチャンネ
ル毎の受信信号として、受信ユニット２２に取り込まれ
る。受信ユニット２２は図３に示すように、プリアンプ
２２ａ、Ａ／Ｄ変換器２２ｂ、受信遅延回路２２ｃ、加
算器２２ｄを有している。受信ユニット２２に導入され
る超音波のエコーに基づく超音波プローブ１２からの電
気信号は、チャンネル毎に先ずプリアンプ２２ａで増幅
される。増幅された電気信号はＡ／Ｄ変換器２２ｂでア
ナログ信号からデジタル信号に変換され、受信遅延回路
２２ｃで受信指向性を決めるために必要な例えば送信時
と同様の遅延時間を与えられた後、加算器２２ｄ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
のエコー成分が強調された１つのエコー信号が取得され
る。このような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。

【００１８】図１に戻って、装置本体１１には、受信ユ
ニット２２で受信されたエコー信号を順次処理する、レ
ート信号演算回路２３、レシーバユニット２４、Ｂモー
ドＤＳＣ（デジタル・スキャン・コンバータ）部２５、
イメージメモリ回路２６、三次元演算回路２７、ドプラ
ユニット２８、データ合成器２９を有している。さら
に、画像などを表示する表示器３０、超音波診断装置全
体を制御する中枢的機能を司り、オペレータからの各種
の指示や情報を装置本体１１の各構成ユニットへ与える
とともに、動作モードや映像モードの設定、駆動タイミ
ング、、各種の演算などを制御するコントローラ３１を
備えている。レート信号演算回路２３は、受信ユニット
２２から出力されるエコー信号を保持するメモリ機能を
有し、２つ以上のレートパルス信号に対して、例えば差
分演算あるいは加算平均演算を行う機能を有している。
そして、後述するレート・サブトラクション・イメージ
ング（Rate Subtraction Imaging；ＲＳＩ）法を実行
する際に本回路を利用するが、Ｂモードを実行する場合
は、エコー信号は本回路を単に通過する。次に、レシー
バユニット２４は、図４に示すようにエコーフィルタ２
４ａ、対数増幅器２４ｂ、包絡線検波器２４ｃから構成
され、エコー信号の強度を視角的な輝度信号に変換し
て、形態情報画像（すなわちＢモード像）の信号を得て
いる。エコーフィルタ２４ａは、通常高次のデジタルフ
ィルタで構成され、例えば受信信号に含まれる高調波成
分のみを通過させる。そして、通過した高調波成分を対
数増幅器２４ｂで対数増幅した後、包絡線検波器２４ｃ
で包絡線信号すなわちＢモード像の信号が得られる。

【００１９】この超音波ビームが被検体内を伝播する過
程で発生する高調波の反射波を受信して画像を生成する
手法は、ハーモニックイメージング（ Harmonic Imag
ing）と呼ばれているが、この手法は、特に超音波プロ
ーブから中程度（例えば２ｃｍから１０ｃｍ）の間の距
離で鮮明な画像が得られる特徴があり、近時多用される
ようになった。従って、レシーバユニット２４は、いわ
ゆるハーモニックイメージング法を実施する場合に有効
な帯域通過型フィルタとして機能し、さらに、信号の形
状を整形して画像の全領域で均一なスペックルパタンを
形成する目的でも使用される。ただし、深部の画像を描
出しようとする場合は、エコー信号の基本波成分を受信
して画像を生成することになるので、エコーフィルタ２
４ａは、受信信号の基本波成分のみを通過させるものと
する必要がある。レシーバユニット２４の出力は、Ｂモ
ードＤＳＣ部２５へ供給され、超音波走査のラスタ信号
列を、ビデオフォーマットのラスタ信号列に変換する。
すなわち、レシーバユニット２４から出力されるＢモー
ド画像信号は、超音波走査に同期した信号なので、これ
をテレビ走査方式の表示器３０に表示できるようにする
ために、ＤＳＣによって標準のテレビ走査に同期して読
み出すことにより、走査方式を個別に変換している。そ
して、ＢモードＤＳＣ部２５の出力は、イメージメモリ
回路２６へ送られて記録されるとともに、データ合成器
２９へも供給される。データ合成器２９は画像と設定パ
ラメータなどの情報を並べたり、重ねるなどの合成処理
を行い、そのビデオ信号を表示器３０に対して出力す
る。これにより、被検体の組織形状を表す断層像が表示
器３０に表示される。

【００２０】受信ユニット２２で受信されたエコー信号
は、ドプラユニット２８にも供給されている。ドプラユ
ニット２８は図５に示すように、直交検波器２８ａ、ク
ラッタ除去フィルタ２８ｂ、ドプラ偏移周波数解析器２
８ｃ、平均速度などを演算する演算器２８ｄ、ＤＳＣ２
８ｅ、カラー処理回路２８ｆなどを有している。直交検
波器２８ａは、受信ユニット２２から供給されるエコー
信号に、中心周波数ｆｏの参照信号とそれから９０度移
相した参照信号とをそれぞれ個別に掛け合わせ、この掛
け合わせにより得られた信号それぞれから高周波成分を
除去することにより、偏移周波数成分を持ったドプラ信
号を取り出している。なお、このドプラ信号には、主に
血球などの速い移動体での反射により周波数偏移を受け
た高周波成分と、心臓壁などの遅い移動体での反射によ
り周波数偏移を受けた低周波成分とが含まれている。

【００２１】直交検波器２８ａの出力はクラッタ除去フ
ィルタ２８ｂへ供給される。クラッタ除去フィルタ２８
ｂはハイパスフィルタとして機能し、主に血流などの速
い移動体の反射により周波数偏移を受けた高周波成分
（血流成分）だけを通過させ、主に心臓壁などの遅い移
動体での反射により周波数偏移を受けた低周波成分（ク
ラッタ成分）を除去するものである。クラッタ除去フィ
ルタ２８ｂを通過して血流成分だけとなったドプラ信号
は、ドプラ偏移周波数解析器２８ｃによって周波数解析
されて、血球による偏移周波数が求められる。さらに、
この偏移周波数に基づいて、演算器２８ｄで血流速度
（平均速度）とその分散および主に血流量（血球個数）
を反映しているパワー（ドプラ信号の振幅の二乗）を演
算して、血流情報画像（すなわち血流像）の信号を得
る。この血流情報画像の信号も超音波走査に同期した信
号なので、ＤＳＣ２８ｅにてテレビ走査に同期した信号
に変換した後、カラー処理回路２８ｆへ供給して、カラ
ー処理された血流の速度情報やパワー情報などがカラー
フローデータとして得られる。このカラーフローデータ
は、データ合成器２９にてＢモードＤＳＣ部２５からの
出力である被検体の組織形状を表すＢモード像と合成さ
れ、Ｂモード像を背景とする血流情報画像がＣＦＭ（カ
ラーフローマッピング）像として得られる。このＣＦＭ
像は、表示器３０に、通常Ｂモード像部分は白黒で、血
流情報画像部分はカラーで表示されるとともに、血流情
報画像部分は選択的に表示できるようになっている。

【００２２】ドプラユニット２８の出力は、既に述べた
イメージメモリ回路２６へも送られて記録される。イメ
ージメモリ回路２６は、ＢモードＤＳＣ部２５の出力お
よびドプラユニット２８の出力を、それぞれ超音波走査
のラスタ信号列あるいは、テレビ走査のラスタ信号列の
いずれか一方または両方の形態で記憶するメモリを有し
ている。よってこの情報は、例えば診断の終了後にオペ
レータが読み出して利用することができる。この場合、
イメージメモリ回路２６に記憶されていた画像データ
は、データ合成器２９を介して表示器３０に表示される
が、記憶されているデータが超音波走査に同期したデー
タの場合には、ＤＳＣを経由した後、データ合成器２９
を介して表示器３０に表示される。また、イメージメモ
リ回路２６に記憶されている画像データは、三次元演算
回路２７へ供給されて三次元画像の構築に用いられる。
すなわち、イメージメモリ回路２６に記憶されている複
数フレームの画像データを、三次元空間に配置させ、断
層面に垂直な方向に奥行きをもったボリュームデータを
構築する。このようにして構築された三次元画像は、鳥
瞰図あるいは透視図などの二次元座標に投影され、デー
タ合成器２９を介して表示器３０に表示される。なお、
超音波画像とともに、被検体の心電波形を表示するため
に、心電計（ＥＣＧ）１４が用いられることが多い。こ
の心電形１４は、被検体Ｐの体表に電極を付着させて心
電信号を得、その心電波形を心拍検出ユニット３２を介
してデータ合成器２９へ送り、超音波画像と合成して表
示器３０に表示する。また、心電信号は心拍検出ユニッ
ト３２を介して送信ユニット２１へ供給され、心電波形
に同期して画像データを収集する、いわゆる心電同期画
像を得るためのトリガ信号としても使用される。すなわ
ち、送信ユニット２１に対して心電波形を供給して、所
望の時相に同期させてパルサ２１ｃから超音波プローブ
１２の超音波トランスジューサに電圧パルスを印加する
ことにより、所望の時相に同期させて超音波走査を行う
ものである。

【００２３】以上本発明に係る超音波診断装置の一実施
の形態である基本的な回路構成について説明したが、次
に、上記超音波診断装置による特徴的な種々の動作シー
ケンスについて説明する。図６は、超音波診断装置にお
ける画像取得のための送信タイミングを説明するために
示したタイミングチャートであり、同図（ａ）は従来型
の連続的な送受信モードの概念を示し、同図（ｂ）は、
本発明による間歇的な送受信モードの、基本的な概念を
示したものである。この図において、上向きに並んでい
る多数の矢印は、それぞれが１フレーム分の画像を取得
するための送受信タイミングを示している。なお、以下
図６（ｂ）に示した間歇的な送受信モードを、本発明の
超音波診断装置による動作シーケンスの第１の実施の形
態とする。

【００２４】先ず、図６（ａ）の従来型の連続的な送受
信モードについて説明する。よく知られているように、
超音波診断装置において単位時間に収集される画像の枚
数は、超音波の速度、パルス繰返し周波数、走査密度、
走査範囲などに依存して決まり、通常２０〜４０枚（２
０〜４０フレーム／秒）程度である。そして、このフレ
ームの生成間隔をフレームレートと称しており、通常の
フレームレートＲは、１／２０〜１／４０秒程度であ
る。なおフレームレートＲは、前述のパルスレートｆｒ
と１フレームを生成するために必要なパルス送信回数Ｎ
に関係し、Ｒ＝ｆｒ／Ｎ［Hz］（Ｎ／ｆｒ秒）となる。
このように、従来型の送受信モードは、取得するフレー
ム数に関係なく、フレームレートＲで連続的に順次画像
を取り込むようにしている。しかし、本発明では、被検
体に静脈から、微小気泡を主成分とする造影剤を注入し
た後、図６（ｂ）に示すように、例えば２つのフレーム
Ａ、Ｂのみの画像を、Ｔ_Ａ−Ｂの時間間隔で取得すると
ともに、かつ、フレームＡとフレームＢの画像の取得を
Ｔ_Ｂ−Ａの時間間隔（この時間は、超音波の送信を停止
している時間であり、間歇時間と称している）で繰り返
すように、超音波の送受信のタイミングを制御するもの
である。このような本発明の間歇的な送受信モードへの
変更は、オペレータが操作パネル１３のキーボード１３
ｂなどを使用して、コントローラ３１へ指令を発するこ
とにより、従来型の連続的な送受信モードから適宜変更
するものである。なお、フレームＡとフレームＢとの２
つのフレームの時間間隔Ｔ_Ａ−Ｂは、従来型のフレーム
レート（Ｒ＝１／２０〜１／４０秒程度）と同様であ
る。これに対して、間歇時間Ｔ_Ｂ−Ａは、１／５〜１／
１０秒程度と、フレームレートＴ_Ａ _−Ｂより大きく設定
することが望ましい。これらの値は、超音波診断装置の
他の条件に依存して予め設定されるか、あるいは、オペ
レータが任意に設定することも可能である。

【００２５】そして、被検体Ｐに当てた超音波トランス
ジューサが一次元配列された超音波プローブ１２を、断
層面に対して垂直な方向にゆっくり移動させるものと
し、その間に超音波の送受信が行われる。そこで先ず、
フレームＡの画像が取得され、続いてＴ_Ａ−Ｂ後にフレ
ームＢの画像を取得する。さらに、間歇時間Ｔ_Ｂ−Ａの
後、次のフレームＡの画像が取得され、続いてＴ_Ａ−Ｂ
後に次のフレームＢの画像を取得するように動作が繰り
返される。このように本発明の間歇的な送受信モードに
よって取得された各フレームの画像データは、装置本体
１１の各ユニットで処理され、イメージメモリ回路２６
を経由して三次元演算回路２７へ送られる。三次元演算
回路２７では、図６（ｂ）に示したフレームＡの組のデ
ータとフレームＢの組のデータとにより、Ａ、Ｂそれぞ
れ独立した三次元再構成処理が施される。このようにし
て形成されたフレームＡの組の三次元画像と、フレーム
Ｂの組の三次元画像とは、後述するように、表示器３０
に並列的に表示したり、合成して重畳表示したりされ
る。

【００２６】次に、上述のような本発明の送受信モード
によって独立に取得された、２つの三次元画像すなわ
ち、フレームＡの組の三次元画像とフレームＢの組の三
次元画像の特徴について、図７を参照して説明する。な
お、図７は、超音波プローブ１２を当てた被検体Ｐの断
層面に垂直な断面を示すとともに、同図（ａ）と（ｂ）
は、超音波プローブ１２を断層面に垂直な方向（矢印１
２ａ方向）へ均一な速度で動かしているときの経時変化
を表している。さて、図７（ａ）は、間歇時間Ｔ_Ｂ−Ａ
をおいて超音波が繰返し照射されて、フレームＡの画像
データを取得する場合における被検体組織内の造影剤の
状態を表している。すなわち、被検体組織内のうち領域
Ｐ１０１は、既に超音波照射が行われたことによって、
造影剤の微小気泡が消失してしまっていることを示して
いる。そして、間歇時間Ｔ_Ｂ−Ａは、通常のフレームレ
ートより長い時間に設定されているので、フレームＡ分
の超音波照射（走査）は、微小気泡が消失していない新
たな領域Ｐ１０２に対して行われる。よって、この領域
Ｐ１０２からは、パフュージョンを反映したエコー信号
が得られる。

【００２７】一方、図７（ｂ）は、フレームＡに続いて
時間間隔Ｔ_Ａ−Ｂ後に超音波が照射されて、フレームＢ
の画像データを取得する場合の被検体組織内の造影剤の
状態を表している。この時間間隔Ｔ_Ａ−Ｂは、通常のフ
レームレート程度に短い時間なので、超音波プローブ１
２が新たな領域Ｐ１０２へ移動するには時間が不十分で
あり、主に微小気泡が消失してしまった領域に再び超音
波を照射する（走査する）ことになる。よって、ここで
はパフュージョンのエコー信号は得られない。しかし、
パフュージョンのエコー信号に代わって、流入速度の速
い血管血流のエコー信号が観察可能となる。なお、時間
間隔Ｔ_Ａ−Ｂが非常に短い場合や、超音波の照射音圧が
比較的高い場合は、フレームＢには造影剤による血管血
流のエコー信号も観察されなくなる。言い換えると、こ
のときフレームＢには、造影剤とは無関係な組織のＢモ
ード画像が得られることになる。このような理由によっ
て、フレームＡの組とフレームＢの組との、個別に形成
された２つの三次元画像は、以下の特徴を有している。
すなわち、フレームＡの組によって形成された三次元画
像は、パフュージョンを優位に反映した画像であり、フ
レームＢの組によって形成された三次元画像は、造影剤
注入前に相当する組織の形態および血管血流を優位に反
映した画像である。この両者を同時に観察することは、
造影剤による輝度上昇を比較したり、あるいは組織血流
の分布に対応した組織の構造の把握に有用となる。言う
までもなく、２つのデータが得られる時間差は非常に短
いため、形態的な動きの差はほとんどないので、両者を
比較するうえに極めて好都合である。さらに、従来であ
れば、造影剤の投与前と投与後の比較的長い時間間隔
で、２つのデータを取得する必要があることに比べる
と、本発明の手法は非常に有利な手法であると言える。

【００２８】次に、本発明の超音波診断装置による動作
シーケンスの第２の実施の形態について、図８および図
９を参照して説明する。第２の実施の形態としての動作
シーケンスは、レート・サブトラクション・イメージン
グ（Rate Subtraction Imaging；RSI）法に本発明を
適用したものである。なお、RSI法については、本発明
者による発明として特開平８−３３６５２７号公報に開
示されており、また、二次元断層像についての本手法の
妥当性について、「２−７−９超音波造影剤の過渡現
象を利用したSubtraction Imagingの検討、神山直久
他、日本音響学会１９９９年秋季講演論文集、１９９９
年」で既に報告している。そこで先ず、RSI法について
簡単に説明する。図８は、超音波プローブ１２によって
セクタ走査を実施している様子を示したものである。な
お、走査方式はセクタ走査に限らず、リニア走査、コン
ベックス走査など他の走査方式であってもよい。図８で
は、１フレーム分の走査領域に１００本の走査線（ラス
タ）が含まれるものとし、各走査線を走査順序に従っ
て、符号（１）、（２）、（３）、（４）…（１９
８）、（１９９）、（２００）を付して識別している。
そして、超音波ビームはレート周期１／ｆｒ秒で繰り返
し被検体Ｐへ送信され、次の送信までの間エコー信号が
受信される。

【００２９】そこで、同一走査線に対して超音波の送受
信を例えば２回繰り返す毎に、走査線を順次切換えてい
くようにする。このような動作を、最初の走査線から１
００本目の走査線まで行うことによって、１フレーム分
の走査を完了する。さらに、このような走査を、各フレ
ームについて同様に繰り返し実施する。従って、図１お
よび図３で説明した受信ユニット２２の加算器２２ｄに
は、同一点に関する１回目の送信によるエコー信号の検
波データと、２回目の送信によるエコー信号の検波デー
タとが、同期して供給されてそれぞれ加算される。さら
に、加算器２２ｄの出力は、レート毎に時系列的にレー
ト信号演算回路２３へ供給される。このレート信号演算
回路２３は、図９に示すように、入力端に設けられた所
定のタイミングで２系統に切替えられる電子スイッチ２
３ａ、各系統毎に設けられたラインメモリ２３ｂ、２３
ｃ、このラインメモリ２３ｂ、２３ｃに保持された信号
の差分を演算する差分演算器２３ｄとから構成されてい
る。よって、レート信号演算回路２３へレート毎に連続
して供給されて来るエコー信号を、電子スイッチ２３ａ
によって信号１（図８における奇数番号による受信信
号）と信号２（図８における偶数番号による受信信号）
とに振り分けて、それらをラインメモリ２３ｂ、２３ｃ
にそれぞれ一旦保持した後、差分演算器２３ｄによって
両信号の差分を演算する。従って、レート信号演算回路
２３からは、差分演算器２３ｄの演算結果としての差分
信号Ｓと、演算前の信号２とが出力される。なお、信号
２に代えて演算前の信号１を出力してもよい。これら信
号Ｓと信号２（信号１）は、それぞれレシーバユニット
２４以降で、別の信号として処理される。

【００３０】ここで注目すべきことは、１回目の送受信
による信号１と、２回目の送受信による信号２とには、
造影剤と生体組織とからの反射現象に顕著な違いがある
ことである。すなわち、１回目に送信された超音波は、
造影剤と生体組織で反射されて信号１となる。そして、
この１回目の超音波の照射によって造影剤である微小気
泡の全部または一部が消失する。よって、２回目に送信
された超音波による信号２には、造影剤からの反射成分
が確実に減少しており、生体組織からの反射成分は信号
１と同様である。従って、信号１と信号２との差分をと
った差分信号Ｓは、消失した造影剤のみの反射データを
反映したものとなる。以上がRSI法の基本的な動作であ
る。そこで、本発明の第２の実施の形態として、間歇時
間Ｔ_Ｂ−Ａをおいて所定のフレームレート（時間間隔Ｔ
_Ａ−Ｂ）での２フレーム分、すなわち、フレームＡとフ
レームＢの画像を取得するものとし、その場合、２つの
フレーム共、同一の走査線に対して超音波の送受信を例
えば２回（Ｎ回）繰り返して、それぞれいわゆるRSI法
によりエコー信号を収集する。よって、フレームＡの信
号について第１の信号Ａ１と第２の信号Ａ２が得られ、
フレームＢの信号についても第１の信号Ｂ１と第２の信
号Ｂ２とが得られる。さらに、フレームＡの第１の信号
Ａ１と第２の信号Ａ２との差分信号ＡＳおよび、フレー
ムＢの第１の信号Ｂ１と第２の信号Ｂ２との差分信号Ｂ
Ｓも得られる。ここで、既に説明したように、フレーム
Ａでは主に組織とパフュージョンを反映したエコー信号
が得られ、フレームＢでは主に組織と流入速度の速い血
管血流のエコー信号が観察可能となる。よって、フレー
ムＡの差分信号ＡＳは、生体組織からの反射信号が除去
されたパフュージョンのみを表したものとなり、フレー
ムＢの差分信号ＢＳは、生体組織からの反射信号が除去
された血管血流を表したものとなる。

【００３１】次に、上述の本発明の超音波診断装置によ
る、第１および第２の動作シーケンスによって得られる
三次元画像の具体例について、図１０ないし図１４を参
照して説明する。先ず、図１０は、第１の動作シーケン
ス（図６（ｂ）および図７参照）によって得られた、例
えばハーモニックイメージング法によるフレームＡとフ
レームＢの２つの三次元画像を、表示器３０に並列に配
置して表示するようにしたものである。すなわち、図１
０（ａ）は、フレームＡの組の三次元画像であり、図１
０（ｂ）は、フレームＢの組の三次元画像である。そし
て、図１０（ｃ）は、フレームＡとフレームＢの２つの
フレームの三次元画像を、互いに空間的な位置を合わせ
て、表示器３０に並べて表示したものである。ここで、
フレームＡの三次元画像は、組織の微小血流（パフュー
ジョン）を含む組織エコー像で構成され、一方、フレー
ムＢの三次元画像は、血管血流を含む組織エコー像で構
成される。これらは、並列に表示されて容易に両者を比
較して観察することができる。また、オペレータによる
操作パネル１３からの指示により、画像の回転、拡大、
縮小の他、ボリウム中の任意断面での切り出しなど、周
知技術による一般的な三次元画像表示が可能となる。な
お、ハーモニックイメージング法には、既に述べたよう
に、エコー信号の基本波成分に対する２倍の高調波成分
を多く含むような通過帯域を持つフィルタによって実現
する方法の他に、位相が反転した２つの送信波を２回に
分けて送信し、受信信号を加算することによって基本波
成分をキャンセルさせ、２倍の高調波を抽出するいわゆ
るパルスインバージョン法によって実現することもでき
る。このパルスインバージョン法を採用する場合は、同
一走査線に対して超音波の送受信を２回繰り返す毎に、
走査線を順次切換えていくものとし、そのとき、送信
は、位相が反転した送信波を２回に分けて送信し、受信
は、それぞれの受信信号を加算することによって、基本
波成分のキャンセルされた２倍の高調波を抽出するもの
である。

【００３２】次に、図１１は、図１０（ａ）、（ｂ）に
示したハーモニックイメージング法によるフレームＡの
組とフレームＢの組の２つの画像データを基に、ピクセ
ル毎に両者の輝度を差分演算した結果のフレーム差分像
を表示器３０に表示したものである。すなわち、図１１
（ａ）は、図１０（ａ）と同様のフレームＡの組の三次
元画像であり、図１１（ｂ）は、図１０（ｂ）と同様の
フレームＢの組の三次元画像である。そして、図１１
（ｃ）は、フレームＡとフレームＢの２つのフレームの
画像データを、互いに空間的な位置を合わせてピクセル
毎に差分演算することにより、表示器３０に表示した三
次元差分画像である。この差分像は、フレーム差分像で
あり（レート差分像とは異なる）、フレームＡとフレー
ムＢとの画像データのうち、不変な組織エコーはキャン
セルされ、結果として、フレーム間で消失した造影剤
（微小気泡）のエコー信号のみが抽出されて表示される
ことになる。よって、図１１（ｃ）に示した画像は、パ
フュージョンと血管血流の重なった画像となる。なお、
この差分像は、図１に示したイメージメモリ回路２６に
おいて、フレームＡとフレームＢとの画像データの差分
演算をした後、三次元演算回路２７で三次元画像を生成
するようにしてもよいし、三次元演算回路２７において
一旦フレームＡとフレームＢの２つの三次元画像を生成
した後に、この三次元演算回路２７内で差分像を得るよ
うにしてもよい。

【００３３】さらに、図１２は、第１の動作シーケンス
によりフレームＡの画像を得るとともに、第２の動作シ
ーケンス（図８および図９参照）によりフレームＢの画
像を得、これら２つの画像を重ねて表示器３０に表示し
たものである。すなわち、図１２（ａ）は、図１０
（ａ）、図１１（ａ）と同様の、第１の動作シーケンス
によって得られたフレームＡの組の三次元画像である。
そして図１２（ｂ）は、第２の動作シーケンスによって
得られたフレームＢの組の三次元画像であり、このフレ
ームＡとフレームＢとの三次元画像を、互いに空間的な
位置を合わせて重畳することにより、図１２（ｃ）に示
すような画像が表示器３０に表示される。この場合、所
定の停止時間をおいてこの停止時間よりも短いフレーム
レートにより、連続する２フレーム分の超音波ビームを
照射して被検体からのエコー信号を収集するもので、フ
レームＡのエコー信号は、同一走査線に対して１回超音
波ビームを照射しながら走査線を順次切換えて、Ｂモー
ドの信号として収集する。一方、フレームＢのエコー信
号は、同一走査線に対して超音波ビームの照射を少なく
とも２回繰り返しながら走査線を順次切換えるようにし
て得るとともに、図９で説明したように、同一走査線に
関する２つのエコー信号同士を差分演算して得られた差
分信号Ｓとして収集する。そして、フレームＡとフレー
ムＢの２つの組のフレームのエコー信号は、各々独立し
た三次元画像を形成する。よって、フレームＡの三次元
画像は、パフュージョンのエコーを多く含む組織エコー
像で構成され、一方、フレームＢの三次元画像は、血管
血流のみの三次元画像となる。この両者は、図１２
（ｃ）に示すように重畳表示されて、パフュージョンを
含む組織エコー像の中で血管血流の構造が極めて明瞭に
観察できるようになり、血管系の診断に大きく寄与する
ことができる。なお、両者の識別の視認性を高めるため
に、フレームＡまたはフレームＢの画像の一方あるいは
両方にカラーコーディングを施し、別な色相のスケール
で表示するのがよい。また、図１１（ｃ）、図１２
（ｃ）に示したような、Ａ、Ｂ２フレーム分の三次元画
像を重畳表示する場合に、図１３に示すように、フレー
ムＡのパフュージョンを含む組織エコー像を所望の断面
で切断したインターリーブ像として、これにフレームＢ
の血管血流の三次元画像を、互いに空間的な位置を合わ
せて重畳して表示すると、組織構造と血管構造の把握が
より容易となる。

【００３４】なおさらに、図１４は、第２の動作シーケ
ンスによりフレームＡとフレームＢの画像を得て、これ
を重畳して表示器３０に表示したものである。すなわ
ち、フレームＡ、フレームＢ共に、図８で説明したRSI
法による走査を行う。そして、フレームＡのエコー信号
については、レート信号演算回路２３から得られる第１
の信号Ａ１と第２の信号Ａ２との差分信号ＡＳと、差分
をとらない第２の信号Ａ２（または、第１の信号Ａ１で
もよい）とを、それぞれ三次元演算回路２７まで送り、
各々差分信号ＳＡと第２の信号Ａ２との三次元画像を生
成する。よって、第２の信号Ａ２による三次元画像は、
図１４（ａ）に示すようなパフュージョンを含む組織エ
コー像となり、差分信号ＳＡによる三次元画像は、図１
４（ｂ）に示すような造影剤からのパフュージョンエコ
ー像のみとなる。一方、フレームＢのエコー信号につい
ては、レート信号演算回路２３から得られる第１の信号
Ｂ１と第２の信号Ｂ２との差分信号ＢＳのみを、三次元
演算回路２７へ送り、その三次元画像を生成する。従っ
て、この三次元画像は、図１４（ｃ）に示すような血管
血流のみが映像化されたものとなる。その結果、図１４
（ａ）、（ｂ）、（ｃ）に示すような３種類の異なった
画像が得られ、これらを互いに空間的な位置を合わせて
重畳して、表示器３０に表示する。よって、図１４
（ｄ）に示すように、パフュージョンと血管血流との融
合した三次元画像が得られる。この場合、例えば図１４
（ａ）の画像成分をグレースケール表示として、これに
図１４（ｂ）の画像成分を青系の輝度スケールで重畳
し、さらに、図１４（ｃ）の画像成分を赤系の輝度スケ
ールで重畳して表示すれば、それぞれの識別が容易とな
る。

【００３５】以上、図１に示した本発明に係る超音波診
断装置の第１の実施の形態における第１、第２の動作シ
ーケンスと、これらの動作シーケンスにおける画像の表
示モードの種々の形態について説明してきたが、必ずし
も説明した事項だけに限られるものではない。例えば、
上記動作シーケンスを心電図に同期させることにより、
三次元データを取り込むことも可能である。すなわち、
心臓のように拍動によって形状が大きく変化する臓器に
対しては、心電計１４からの心電信号を心拍検出ユニッ
ト３２を介して送信ユニット２１へ供給することによ
り、図１５（ａ）に示す心電波形に同期したある時相の
トリガに対して、図１５（ｂ）に示すようにフレームレ
ートＴ_Ａ−Ｂによって、Ａ、Ｂ２フレーム分の超音波の
送受信を行ない、同一時相の画像データを走査面を変え
ながら複数取得すればよい。このとき、拍動の周期が間
歇時間Ｔ_Ｂ−Ａにほぼ相当する。そして、収集した画像
データは、既に述べたプロセスと同様に処理すればよ
い。

【００３６】なお、これまでの説明では、間歇時間Ｔ
_Ｂ−Ａを置いてフレームレートＴ_Ａ− _ＢでＡ、Ｂ２フレ
ーム分の送受信を行うものとしたが、２フレーム分以上
の送受信を行ってもよい。すなわち、本発明においてボ
リュームデータを２つ取得することの最大の目的は、パ
フュージョンが優位に描出できる画像と血管血流が優位
に描出できる画像とを映像化することであるから、後者
の画像を得る場合には、組織に充満した造影剤（微小気
泡）を超音波の照射によってトータルに消失させる必要
があるためである。よって、例えば４フレーム分の超音
波を照射して、２フレーム目と３フレーム目の超音波の
照射は造影剤を消失させることを目的に行い、最後の４
フレーム目をフレームＢに相当するデータとして取得す
れば、これは血管血流を優位に描出できる画像となる。
勿論、最初の１フレーム目はフレームＡに相当するデー
タとして取得され、これはパフュージョンを優位に描出
できる画像である。さらに、第２の動作シーケンスとし
て説明した本発明を適用したRSI法は、血管血流をカラ
ー表示するカラードプラ法でも代替可能である。しか
し、カラードプラ法は、１走査線当たり１０データ以上
の送信を必要とするため、フレームレーが低下してしま
うという問題があるので、RSI法により血管血流を描出
するのが有効である。以上述べた本発明の第１の実施の
形態によれば、主に組織とパフュージョンの情報を含む
三次元画像と、主に組織と血管血流の情報を含む三次元
画像とを、それぞれほぼ同時に取得して表示することが
できるので、従来よりも情報量の高い臓器の血流の様子
などを三次元画像として観察することができる。

【００３７】次に、本発明に係る超音波診断装置の第２
の実施の形態について、図１６ないし図１８を参照して
説明する。図１６は、本発明に係る超音波診断装置の第
２の実施の形態を示した系統図であり、図１に示した第
１の実施の形態の系統図に対して、位置検出器４１、座
標メモリ４２、距離演算回路４３が付加されており、そ
の他の構成は図１と同様である。よって、図１６におい
て、図１と同一部分には同一符号を付して示してあるの
で、その部分の説明は省略する。また、図１７は、本実
施の形態において、三次元走査を行う場合の一例を説明
するために示したものである。この三次元走査は、図１
７（ａ）に示すように、超音波プローブ１２の走査面を
被検体Ｐの三次元領域で移動させて、その三次元領域内
の各点からのエコー信号を収集するものである。すなわ
ち、図１７（ｂ）に示すように、直交座標系のＺ軸を被
検体Ｐの体軸に並行な軸とし、Ｘ軸を被検体Ｐの体軸に
水平な向きに直交する横方向（幅方向）の軸とし、Ｙ軸
を被検体Ｐの体軸に垂直な向きに直交する前後方向（厚
さ方向）の軸とするとき、超音波プローブ１２を被検体
ＰのＸ軸を中心とした回転方向α、Ｙ軸を中心とした回
転方向β、およびＺ軸を中心とした回転方向γに操作す
ることによって、三次元データの収集が行われる。な
お、この場合の、超音波プローブ１２の被検体Ｐの面上
の位置を基準位置Ｐ０とする。

【００３８】そこで、位置検出器４１は、超音波プロー
ブ１２と一体に取付けられた機械的な検出器であった
り、または検出部のみを超音波プローブ１２に直接取付
けた例えば磁気センサなどであり、超音波プローブ１２
の空間的な位置情報を検出するものである。この位置検
出器４１は、超音波プローブ１２の基準位置の座標Ｐ０
（ｘ０、ｙ０、ｚ０）やその位置における角度θα（Ｘ
軸を中心とした回転角度）、角度θβ（Ｙ軸を中心とし
た回転角度）、角度θγ（Ｚ軸を中心とした回転角度）
を検出し、これらの検出信号（位置情報）は、座標メモ
リ４２へ供給され、記憶される。座標メモリ４２に記憶
されている位置情報は、距離演算回路４３によって読み
出され、超音波プローブ１２を移動させながら取り込ま
れた複数の断層像相互間の距離を求め、位置情報ととも
にイメージメモリ回路２６に記録されている画像のデー
タに付加するように、同回路２６に書き込まれる。な
お、順次収集されイメージメモリ回路２６に記録された
断層像のデータは、三次元演算回路２７へ送られ、それ
ぞれに対応する位置情報および走査線の振り角に基づい
て三次元空間に配置され、実空間に応じたボリュームデ
ータを構築する。そして、再構築された三次元画像は、
鳥瞰図あるいは透視図などの二次元座標へ投射され、デ
ータ合成器２９を経て必要なパラメータ値や心電波形な
どと重畳されて、表示器３０に表示される。

【００３９】ここで、上記の距離演算回路４３の動作
を、図１８を参照して詳細に説明する。なお図１８は、
超音波プローブ１２を断層面に垂直な方向（矢印１２ｂ
方向）へ平行に移動させながら、複数の断層面Ｓ１、Ｓ
２、・・・、Ｓｉ−１、Ｓｉにおいて断層像を取得してい
る場合の、断層面に垂直な方向から見た概念図である。
そして、断層面Ｓ１とＳ２との間の距離はｄ２で示し、
以下順次、断層面Ｓｉ−２とＳｉ−１との間の距離をｄ
ｉ−１、断層面Ｓｉ−１とＳｉとの間の距離をｄｉで示
している。この図からも明らかなように、オペレータが
超音波プローブ１２を手で移動させる場合には、均一な
速度で動かしていると思っても、各断層面間の距離は多
少ばらつくことが容易に推測される。これら断層面の位
置情報は位置検出器４１で検出され、位置検出器４１か
らの位置情報は、座標メモリ４２を介して距離演算回路
４３へ送られる。この際、位置情報をリアルタイムで監
視し、前回の断層面Ｓｉと現在の超音波プローブ１２の
位置によって予想される断層面Ｓｉ＋１（このとき、超
音波はまだ照射していない）との距離ｄｉ＋１を計算す
る。そして、計算して得た距離ｄｉ＋１を予め定めたし
きい値Ｄと比較し、距離ｄｉ＋１がしきい値Ｄよりも大
きい（ｄｉ＋１＞Ｄ）と判断された場合に、距離演算回
路４３からコントローラ３１へそれを知らせる信号を送
る。よって、コントローラ３１はこのタイミングで送信
ユニット２１のレートパルス発生器２１ａへ信号を送
り、その結果、超音波プローブ１２から被検体Ｐへ超音
波が照射される。

【００４０】このような、超音波プローブの空間的な位
置情報を検出する位置検出器を備え、超音波プローブが
所定距離移動する毎に、位置検出器からの位置情報に基
づき超音波走査を実行して三次元データを収集する手法
は、本発明者によって既に特願平１１−１４３４５４と
して提案されている。そこで、この手法に間歇的な送受
信の動作シーケンスを適用することにより、本発明の第
２の実施の形態を実現している。すなわち、超音波プロ
ーブ１２の移動距離ｄｉ＋１が、しきい値Ｄよりも大き
いと判断されて、超音波が照射される１回のタイミング
で、既に説明した２つのフレーム、すなわち、フレーム
ＡとフレームＢとの分の超音波走査を実行するものとす
る。ここで、フレームＡとフレームＢとの間の距離（す
なわち、フレームレートＲ＝Ｔ_Ａ−Ｂ＝１／２０〜１／
４０秒程度の間に動く、超音波プローブ１２の移動距
離）はｄｉに比べて極めて短く、この２つのフレーム
は、ほぼ断層面Ｓｉに含まれることになる。よって、各
断層面にフレームＡ、フレームＢを分離して表記するこ
とは省略した。また、しきい値Ｄは、間歇時間Ｔ_Ｂ−Ａ
に相当するものであり、１回の超音波照射によってどの
程度の空間領域の造影剤（微小気泡）が消失するかに依
存し、超音波の送信周波数や送信音圧あるいは超音波プ
ローブが有する音響レンズの焦点によっても変化する。
よって、しきい値Ｄは、超音波診断装置のシステム仕様
に基づき予め最適値が設定されるが、オペレータによっ
て操作パネル１３を介して任意に設定することも可能で
ある。

【００４１】なお、受信ユニット２２でエコー信号を受
信した以降の信号の処理や三次元画像の形成などは、第
１の実施の形態と同様なので、それらの説明は省略する
が、この場合もフレームＡの組によって形成された三次
元画像は、パフュージョンを優位に反映した組織エコー
像であり、フレームＢの組によって形成された三次元画
像は、造影剤である微小気泡が消失した後の組織や血管
血流の形態を反映した画像である。そして、形成された
フレームＡの組とフレームＢの組との２つの三次元画像
は、図１０、図１１と同様に表示器３０に表示される。
以上詳述したように、本発明の第２の実施の形態によれ
ば、必要十分な間隔でエコーデータを収集して、三次元
画像を構築することができる。そして、造影剤としての
微小気泡が充満する領域を選択的に走査することが可能
であり、エコー強度の高い断層像を得るこができる。同
様に、超音波プローブ１２の移動速度に拘わらず、全て
の断層像で造影剤によるエコー輝度を均質に取得するこ
とができる。

【００４２】次に、本発明に係る超音波診断装置の第３
の実施の形態について、図１９ないし図２１を参照して
説明する。この実施の形態は、超音波プローブ１２とし
て、図１９に示すように、圧電セラミックスなどの超音
波トランスジューサ１２ｃを、二次元状に配列したもの
を用いたものである。このような超音波トランスジュー
サ１２ｃを二次元状に配列した、いわゆる２Ｄアレイ超
音波プローブとしては、例えば、一次元アレイと同様の
チャンネル数を二次元的に有する２５６×２５６チャン
ネルのものが既に開発されており、この超音波プローブ
を用いることにより、被検体の空間内の任意の断面を走
査することが可能である。本実施の形態では、このよう
な２Ｄアレイ超音波プローブを用いてもよいが、図１９
に示すような、幅方向は一次元アレイと同様のチャンネ
ル数とし、厚み方向（レンズ方向）はそれよりも少ない
チャンネル数とした、いわゆる１．５Ｄアレイまたは
１．７５Ｄアレイ超音波プローブ（例えば、２５６×１
６チャンネル）を用いて実現可能としている。なお、
１．５Ｄアレイ超音波プローブは、任意断面の走査を行
うことはできないが、超音波プローブを固定した状態で
仰角（エレベーション）方向を変えて超音波を走査させ
ることが可能である。よって、仰角方向の異なる断面の
画像を得ることが可能となる。この場合、装置本体１１
としての全般的な構成は、図１に示したものと同様であ
るが、動作シーケンスは異なり、図２０に示すような従
来方式に相当する単純な連続走査の形式をとる。

【００４３】すなわち、フレームＡの組のデータとフレ
ームＢの組のデータとを、交互に所定のフレームレート
で連続して取得することになるが、このとき、図２１に
示すように、フレームＡとフレームＢとでは仰角Θの異
なる方向へ超音波を照射し、各々の方向からのエコー信
号を取得する。図２１において、領域Ｐ１０１、Ｐ１０
２は図７と同様に、被検体組織内の造影剤の状態を表し
ており、領域Ｐ１０１は、既に超音波照射が行われたこ
とによって、造影剤の微小気泡が消失してしまっている
ことを示し、領域Ｐ１０２は、微小気泡が消失していな
い新たな領域を示している。従って、フレームＡの組に
ついては、常に微小気泡が新たに存在する領域Ｐ１０２
に超音波が照射され、パフュージョンを優位に反映した
エコー信号が得られる。一方、フレームＢの組について
は、常に微小気泡が消失してしまっている領域Ｐ１０１
に超音波が照射されるので、血管血流を優位に反映した
エコー信号が得られる。すなわち、第１の実施の形態と
同様に、パフュージョンを優位に反映した画像と、血管
血流を優位に反映した画像とをほぼ同時に取得すること
が可能となる。よって、フレームＡの組とフレームＢの
組との２つ三次元画像を、第１の実施の形態として説明
したのと同様にして個別に形成し、図１０または図１１
に示したように、表示器３０に表示する。なお、このと
きのフレームＡの組とフレームＢの組とでは、それぞれ
断面の空間的な位置が異なるが、三次元画像生成時に仰
角Θを基に補正して、空間的に対応する点を合致させる
ものとする。また、この仰角Θはオペレータによって任
意に変更可能である。このように、第３の実施の形態に
よっても、第１、第２の実施の形態と同様に、パフュー
ジョン優位の画像と、血管血流優位の画像とをほぼ同時
に取得することができる。また、パルスレートを変える
ことなくフレームＡの組とフレームＢの組の空間的な位
置を離すことができるので、フレームＢでは確実に微小
気泡の消失した領域を走査した画像を得ることができ
る。

【００４４】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、主にパフュージョンの情報を含む三次元画像と、
主に血管血流の情報を含む三次元画像とを、それぞれほ
ぼ同時に取得して表示することができるので、従来より
も情報量の高い臓器の血流の様子などを三次元画像とし
て観察することができ、より高度な診断に寄与する超音
波診断装置が提供される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る超音波診断装置の第１の実施の形
態を示した系統図である。

【図２】図１における送信ユニットの概要を示した系統
図である。

【図３】図１における受信ユニットの概要を示した系統
図である。

【図４】図１におけるレシーバユニットの概要を示した
系統図である。

【図５】図１におけるドプラユニットの概要を示した系
統図である。

【図６】画像取得のための送受信タイミングを、従来と
本発明とを比較して説明するために示したタイミングチ
ャートである。

【図７】本発明において取得される２つの画像の特徴を
説明するために示した説明図である。

【図８】レート・サブトラクション・イメージング法の
動作シーケンスを説明するために示した説明図である。

【図９】図１におけるレート信号演算回路の概要を示し
た系統図である。

【図１０】本発明によって得られた三次元画像の第１の
表示形態を示した図である。

【図１１】本発明によって得られた三次元画像の第２の
表示形態を示した図である。

【図１２】本発明によって得られた三次元画像の第３の
表示形態を示した図である。

【図１３】本発明によって得られた三次元画像の第４の
表示形態を示した図である。

【図１４】本発明によって得られた三次元画像の第５の
表示形態を示した図である。

【図１５】本発明を心電図に同期させて実施する形態を
説明した説明図である。

【図１６】本発明に係る超音波診断装置の第２の実施の
形態を示した系統図である。

【図１７】本発明の第２の実施の形態における三次元走
査の説明図である。

【図１８】本発明の第２の実施の形態における距離演算
回路の動作説明図である。

【図１９】超音波トランスジューサを二次元状に配列し
た超音波プローブの説明図である。

【図２０】本発明の第３の実施の形態における走査形式
の説明図である。

【図２１】本発明の第３の実施の形態において取得され
る２つの画像の特徴を説明するために示した説明図であ
る。

【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レート信号演算回路２４レシーバユニット２５ＢモードＤＳＣ部２６イメージメモリ回路２７三次元演算回路２８ドプラユニット２９データ合成器３０表示器３１コントローラＴ_Ａ−ＢフレームレートＴ_Ｂ−Ａ間歇時間（停止時間）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
投与した被検体に対して、超音波ビームで三次元走査す
ることにより、当該走査領域の三次元画像を得てその画
像を表示する超音波診断装置において、所定の停止時間をおいてこの停止時間よりも短い所定の
フレームレートにより、連続する少なくとも２フレーム
分の超音波ビームを繰り返し照射して前記被検体からの
エコー信号を収集する送受信手段と、前記連続するフレームの内の第１のフレームのエコー信
号の集合と第２のフレームのエコー信号の集合とから、
各々独立した三次元画像を形成する三次元画像処理手段
と、を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
投与した被検体に対して、超音波ビームで三次元走査す
ることにより、当該走査領域の三次元画像を得てその画
像を表示する超音波診断装置において、同一走査線に対して超音波ビームの照射を少なくとも２
回繰り返しながら走査線を順次切換えて１フレーム分の
エコー信号を収集するとともに、所定の停止時間をおい
てこの停止時間よりも短い所定のフレームレートによ
り、連続する少なくとも２フレーム分の超音波ビームを
繰り返し照射して前記被検体からのエコー信号を収集す
る送受信手段と、この送受信手段により収集される前記同一走査線に関す
る２つの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、前記連続するフレームの内の第１のフレームの前記差分
演算手段により得られた差分信号の集合と第２のフレー
ムの前記差分演算手段により得られた差分信号の集合と
から、各々独立した三次元画像を形成する三次元画像処
理手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項３】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
投与した被検体に対して、超音波プローブを介して超音
波ビームで三次元走査することにより、当該走査領域の
三次元画像を得てその画像を表示する超音波診断装置に
おいて、前記超音波プローブの空間的位置情報を検出する位置情
報検出手段と、この位置情報検出手段によって検出された前記超音波プ
ローブの移動距離が、所定のしきい値を越えたときに、
所定のフレームレートにより、連続する少なくとも２フ
レーム分の超音波ビームを繰り返し照射して前記被検体
からのエコー信号を収集する送受信手段と、前記連続するフレームの内の第１のフレームのエコー信
号の集合と第２のフレームのエコー信号の集合とから、
各々独立した三次元画像を形成する三次元画像処理手段
と、を具備することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】微小気泡を主成分とする超音波造影剤を
投与した被検体に対して、二次元配列した超音波トラン
スジューサを有する超音波プローブを介して超音波ビー
ムで走査することにより、当該走査領域の三次元画像を
得てその画像を表示する超音波診断装置において、所定のフレームレートにより、仰角の異なる少なくとも
２フレーム分の超音波ビームを繰り返し照射して前記被
検体からのエコー信号を収集する送受信手段と、前記仰角の異なる第１のフレームのエコー信号の集合と
第２のフレームのエコー信号の集合とから、各々独立し
た三次元画像を形成する三次元画像処理手段と、を具備
することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】前記送受信手段による少なくとも２フレ
ーム分のエコー信号の収集を、被検体の心電図の所望時
相に同期して行うことを特徴とする請求項１ないし請求
項４のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
【請求項６】前記第１のフレームと第２のフレームと
の信号を、それぞれ異なる映像モードの信号として収集
することを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれ
か１項に記載の超音波診断装置。
【請求項７】前記異なる映像モードは、Ｂモードとカ
ラードプラモードであることを特徴とする請求項６に記
載の超音波診断装置。
【請求項８】前記第１のフレームのエコー信号の集合
と第２のフレームのエコー信号の集合とから、前記三次
元画像処理手段によって形成された各々独立した三次元
画像を、互いに空間的な位置を合わせて並列配置して表
示することを特徴とする請求項１ないし請求項７のいず
れか１項に記載の超音波診断装置。
【請求項９】前記第１のフレームのエコー信号の集合
と第２のフレームのエコー信号の集合とから、前記三次
元画像処理手段によって形成された各々独立した三次元
画像を、互いに空間的な位置を合わせて重畳して表示す
ることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか
１項に記載の超音波診断装置。
【請求項１０】前記第１のフレームのエコー信号の集
合と第２のフレームのエコー信号の集合とから、前記三
次元画像処理手段によって形成された各々独立した三次
元画像は、互いに空間的な位置を合わせてピクセル毎に
差分演算した差分像として表示することを特徴とする請
求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の超音波診
断装置。
【請求項１１】前記三次元画像処理手段には、前記第
１のフレームの差分演算をする前のいずれか一方のエコ
ー信号の集合から独立した三次元画像を形成する処理手
段を含み、前記三次元画像処理手段によって形成された
各々独立した三次元画像を、互いに空間的な位置を合わ
せて重畳して表示することを特徴とする請求項２に記載
の超音波診断装置。
【請求項１２】微小気泡を主成分とする超音波造影剤
を投与した被検体に対して、超音波ビームで三次元走査
することにより、当該走査領域の三次元画像を得てその
画像を表示する超音波診断装置において、所定の停止時間をおいてこの停止時間よりも短い所定の
フレームレートにより、連続する２フレーム分の超音波
ビームを照射して前記被検体からのエコー信号を収集す
るとともに、第１のフレームは同一走査線に対して１回
超音波ビームを照射しながら走査線を順次切換え、第２
のフレームは同一走査線に対して超音波ビームの照射を
少なくとも２回繰り返しながら走査線を順次切換える送
受信手段と、前記第１のフレームのエコー信号の集合は、Ｂモードの
信号として収集され、前記第２のフレームのエコー信号
の集合は、同一走査線に関する２つのエコー信号同士を
差分演算して得られた差分信号として収集されて、各々
独立した三次元画像を形成する三次元画像処理手段と、
を具備し、この三次元画像処理手段によって形成された
各々独立した三次元画像を、互いに空間的な位置を合わ
せて重畳して表示することを特徴とする超音波診断装
置。
【請求項１３】前記第１のフレームの信号および／ま
たは前記第２のフレームの信号は、エコー信号の基本波
成分に対する高調波成分を多く含むことを特徴とする請
求項１ないし請求項１２のいずれか１項に記載の超音波
診断装置。
【請求項１４】前記三次元画像処理手段によって、前
記第１のフレームのエコー信号の集合から形成された三
次元画像を、所望の断面で切断したインターリーブ像と
したことを特徴とする請求項１ないし請求項１３のいず
れか１項に記載の超音波診断装置。
【請求項１５】前記三次元画像処理手段によって形成
された各々独立した三次元画像の少なくとも一方をカラ
ー表示することを特徴とする請求項１ないし請求項１４
のいずれか１項に記載の超音波診断装置。