JP4801912B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波診断装置に係り、特に被検体に対して超音波の送受波を行なって得られたドプラ信号のスペクトラムデータを表示し、そのスペクトラムデータに基づいて各種の計測を行なう超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された圧電振動子から発生する超音波パルスあるいは連続波を被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる超音波反射波を前記圧電振動子によって受信してモニタ上に表示するものである。この診断方法は、超音波パルスを用いて２次元画像を表示する超音波断層法と、超音波パルスあるいは超音波連続波を被検体内の移動反射体（例えば血液や組織）に照射した場合に生じるドプラ偏移成分を周波数分析して得られたドプラスペクトラムの時間的変化（以下、スペクトラムデータと呼ぶ。）を表示する、所謂超音波ドプラスペクトラム法がある。

超音波断層法には、反射強度の２次元分布を表示するＢモード法とドプラ成分を用いて血流や組織の速度情報を２次元的にカラー表示するカラードプラ法があり、これらの方法は超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像を容易に観察することができるため、各種臓器の形態診断や機能診断に広く用いられている。

一方、超音波ドプラスペクトラム法には、上記超音波断層法の場合と同様にパルス波を用いる方法（パルスドプラ法）と連続波を用いる方法（連続波ドプラ法）があり、何れの場合も血流や組織の移動速度を定量的に計測する場合に使用される。特に、距離方向（超音波送受波方向）の分解能を必要とし、流速あるいは移動速度が比較的遅い症例にはパルスドプラ法が、又、心臓弁疾患患者の場合のように血流速が極めて速いゆえにドプラスペクトラムが幾重にも折り返る症例には連続波ドプラ法が適用されている。

上記超音波スペクトラム法におけるスペクトラムデータは、通常、表示画面の横軸を時間軸、縦軸を周波数成分、輝度を各周波数成分のパワーの大きさに対応させたソノグラム形式によって表示される。そして、心臓弁疾患患者等の重症度判定には、上記ソノグラム形式によって表示された逆流成分スペクトラムの最大周波数成分の値（最大流速値）あるいは、このスペクトラムの最大周波数成分に基づいて生成されたトレース波形が一般に用いられている。

従来のスペクトラムデータ生成方法を図１６に示す。図１６（ａ）は、パルスドプラ法あるいは連続波ドプラ法によって被検体から得られた超音波ドプラ信号をＦＦＴ（高速フーリエ変換）分析して得られたドプラスペクトラム１５１であり、縦軸はドプラ偏移周波数、横軸はスペクトラムの大きさ（パワー）に対応している。又、図１６（ｂ）は、ドプラスペクトラム１５１の時間的変化を示すスペクトラムデータ１５２であり、既に述べたように縦軸はドプラ偏移周波数、横軸は観測時間に対応し、ドプラスペクトラム１５１のパワーは輝度によって表現されている。そして、このスペクトラムデータ１５２と共に収集される心電波形（ＥＣＧ波形）１５３が同時表示される。一方、図１６（ｃ）は、上記スペクトラムデータの収集において超音波プローブの圧電振動子から放射される超音波の大きさ（以下、送信音響出力と呼ぶ。）の時間的変化を示しており、従来は、この図１６（ｃ）に示すように常に一定の送信音響出力が用いられていた。

ところで、被検体に放射された超音波が移動反射体において反射するとき反射波の間でランダムな干渉が生じ、その結果、ドプラスペクトラムにおいて干渉ノイズ（スペックルノイズ）が発生することが従来から知られている。即ち、図１６（ａ）に示すように、算出されたドプラスペクトラム１５１（実線）は、真のドプラスペクトラム１５４（破線）に対して干渉ノイズによる凹凸が生じる。このため、このドプラスペクトラム１５１の時間的変化を示す図１６（ｂ）のスペクトラムデータ１５２においても上記干渉ノイズの影響による不連続パターンが生じ、最大周波数成分（最大流速値）等の時間的変化を正確に観察することが困難となる。

又、この干渉ノイズの影響は、移動反射体からの反射強度が小さいが故にドプラスペクトラムのＳ／Ｎが小さい場合に顕著であり、例えば、スペクトラムデータにおける負の最大周波数成分のトレース１５５により心臓弁疾患患者等の重症度判定を行なう場合には正確な自動トレース、あるいはマニュアルトレースが困難となるのみならず、マニュアルトレースの場合には、トレースに多くの時間を要し、このトレースを行なう操作者の負担が増大する等の問題点を有していた。

このような問題点に対して、スペクトラムデータの各周波数成分単位で観測時間方向の移動平均を行なうことによって上記干渉ノイズを低減する方法が提案されている（例えば特許文献１の第４−６頁、第１−２図）。

この方法によれば、干渉ノイズによる影響が低減するため、スペクトラムデータにおける辺縁部、即ち、最大周波数成分等を連続且つ平滑に表示することができ、トレースデータにおける視認性が向上する。しかしながら、このような効果を得るためには、上述の移動平均処理を比較的長い観測時間において行なう必要があるため、スペクトラムデータの鮮明度が大幅に劣化する。

一方、超音波ドプラ信号のＳ／Ｎを改善する方法として、超音波プローブの送信音響出力を高める方法が考えられるが、ＦＤＡ（米国食品医薬品局）等において制定された発熱規制や音響出力規制による限界がある。特に、上記送信音響出力は、超音波プローブの表面温度に対する規制や生体組織の温度上昇に対する規制（所謂、サーマルインデックス）によってその上限値が定められ、通常の装置では既に許容値の上限に近い送信音響出力を用いてスペクトラムデータの生成が行なわれているため、この送信音響出力を更に増大させることは不可能である。
特開平６ー３２７６７２号公報

本発明の目的は、超音波ドプラスペクトラム法における圧電振動子の駆動方法を制御することによって、発熱規制あるいは音響出力規制を遵守すると共に、被検体から得られる超音波ドプラ成分に基づいて生成されるドプラスペクトラムあるいはスペクトラムデータを高感度で観察することが可能な超音波診断装置を提供することにある。

本発明の第１局面に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送信し、前記被検体からエコーを受信するために複数の圧電振動子を有する超音波プローブと、前記超音波を前記圧電振動子から発生するために前記複数の圧電振動子にそれぞれ対応する複数の駆動信号を発生する駆動部と、前記駆動信号の振幅が比較的高い高パワーモードと前記駆動信号の振幅が比較的低い低パワーモードとを前記被検体の生体信号に同期して切り替えるために前記駆動部を制御する制御部と、前記エコーに基づいてドプラ信号を検出するドプラ信号検出部と、前記検出されたドプラ信号に基づいてスペクトラムデータを生成するスペクトラムデータ生成部と、前記スペクトラムデータを表示する表示部とを具備する。
本発明の第２局面に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波を送信し、前記被検体からエコーを受信するために複数の圧電振動子を有する超音波プローブと、前記超音波で前記被検体内部を走査するために前記複数の圧電振動子にそれぞれ対応する複数の駆動信号を発生する駆動部と、前記駆動信号の振幅が比較的高い高パワーモードと前記駆動信号の振幅が比較的低い低パワーモードとを前記被検体の生体信号に同期して切り替えるために前記駆動部を制御する制御部と、前記エコーに基づいて画像データを生成する画像データ生成部と、前記画像データを表示する表示部とを具備する。

本発明によれば、超音波ドプラスペクトラム法における圧電振動子の駆動方法を制御することによって、発熱規制あるいは音響出力規制を遵守すると共に、被検体から得られる超音波ドプラ成分に基づいて生成されるドプラスペクトラムあるいはスペクトラムデータの観察したい部分を高感度で観察することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。

（第１実施形態）
以下に述べる本発明の第１の実施形態の特徴は、診断情報の収集を目的とした高パワーモード駆動と装置動作等のモニタリングを目的とした低パワーモード駆動を交互に繰り返すことによってスペクトラムデータの収集を行ない、前記高パワーモード駆動を被検体の生体信号に基づいて開始することを特徴としている。

（装置の構成）
以下では、本発明の実施形態における超音波診断装置の構成と各ユニットの動作につき図１乃至図６を用いて説明する。尚、図１は、本実施形態における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置を構成する送受信部及びデータ生成部のブロック図を示す。

図１に示す超音波診断装置１００は、被検体に対して超音波の送受波を行なう超音波プローブ２０と、超音波プローブ２０に対して電気信号の送受信を行なう送受信部４０と、送受信部４０から得られた受信信号に対して信号処理を行ない、Ｂモードデータ、カラードプラデータ、更にはドプラスペクトラムの生成を行なうデータ生成部５０と、このデータ生成部５０において生成された上記データを保存して、２次元のＢモード画像データ及びカラードプラ画像データ、更にはスペクトラムデータを生成し、更に、このスペクトラムデータを用いてシネデータの生成と保存を行なうデータ処理・記憶部７０と、生成されたＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータの表示を行なう表示部１５を備えている。

更に、超音波診断装置１００は、超音波断層法や超音波ドプラスペクトラム法における送信音響出力を制御する音響出力制御部８０と、送受信部４０、あるいはデータ生成部５０に対して、超音波パルスの中心周波数あるいは超音波連続波の周波数（ｆｏ）とほぼ等しい周波数の連続波あるいは矩形波を発生する基準信号発生部１と、操作者によって被検体情報、設定条件、更にはコマンド信号等が入力される入力部１７と、上記超音波診断装置１００の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１９を備えており、被検体の心電波形を収集するＥＣＧユニット１８が別途設けられている。

超音波プローブ２０は、被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受波を行なうものであり、１次元に配列された複数個（Ｎ個）の微小な圧電振動子をその先端部に有している。この圧電振動子は電気音響変換素子であり、送信時には電気的なパルスあるいは連続波を送信超音波に変換し、又、受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する機能を有している。小型、軽量に構成された超音波プローブ２０は、ケーブルを介して送受信部４０に接続されている。超音波プローブ２０にはセクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、診断部位に応じて任意に選択される。以下では心臓疾患の診断を目的としたセクタ走査対応の超音波プローブ２０を用いた場合について述べるが、この方法に限定されるものではなく、リニア走査対応、あるいはコンベックス走査対応であってもよい。

図２に示した送受信部４０は、超音波プローブ２０から送信超音波を放射するための駆動信号を生成する送信部２と、前記超音波プローブ２０からの受信超音波を受信する受信部３を備えている。

そして、送信部２は、レートパルス発生器４１と、送信遅延回路４２と、駆動回路４３を備え、レートパルス発生器４１は、Ｂモード法、カラードプラ法及びパルスドプラ法において基準信号発生部１から供給される連続波を分周することによって送信超音波の繰り返し周期（Ｔｒ）を決定するレートパルスを生成する。一方、連続波ドプラ法においては、基準信号発生部１から供給される連続波をそのまま次段の送信遅延回路４２に供給する。

送信遅延回路４２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに送信超音波を収束するための遅延時間と所定の方向に送信超音波を放射するための遅延時間をレートパルス発生器４１から供給されるレートパルスあるいは連続波に与える。一方、駆動回路４３は、超音波プローブ２０に内蔵された圧電振動子を駆動するための駆動信号を前記レートパルスあるいは連続波に基づいて生成する。この駆動回路４３は、音響出力制御部８０から供給される制御信号に基づいて、Ｂモード法あるいはカラードプラ法においては通常パワーモード及び低パワーモードの駆動信号を、又、超音波ドプラスペクトラム法においては高パワーモード及び低パワーモードの駆動信号を生成する。

一方、受信部３は、プリアンプ４４と、受信遅延回路４５と、加算器４６を備えている。プリアンプ４４は、圧電振動子によって電気信号（受信信号）に変換された微小信号を増幅し十分なＳ／Ｎを確保する。又、受信遅延回路４５は、細い受信ビーム幅を得るため所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と、所定方向からの受信超音波に対して強い受信指向性を設定するための遅延時間をプリアンプ４４の出力に与え、次いで、所定の遅延時間が与えられた受信遅延回路４５の出力は加算器４６に送られて加算合成（整相加算）される。

尚、送信部２における送信遅延回路４２及び駆動回路４３、受信部３におけるプリアンプ４４及び受信遅延回路４５は、通常、超音波プローブ２０の圧電振動子数と略同数の独立なチャンネル数を有しているが、連続波ドプラ法においては前記Ｎ個の圧電振動子を２分割して得られた第１の圧電振動子群と、この圧電振動子群に接続された送信部２を送波用として用い、残りの第２の圧電振動子群とこの圧電振動子群に接続された受信部３を受波用として用いている。

次に、データ生成部５０は、受信部３の加算器４６から出力された受信信号を信号処理してＢモードデータを生成するＢモードデータ生成部４と、前記受信信号に対して直交検波を行なってドプラ信号の検出を行なうドプラ信号検出部５と、検出されたドプラ信号を信号処理してカラードプラデータを生成するカラードプラデータ生成部６と、前記ドプラ信号を周波数分析してドプラスペクトラムを生成するドプラスペクトラム生成部７を備えている。

高パワーモードでは、ドプラスペクトラムのパワー値が高くなる。それにより典型的には表示輝度が高くなる。低パワーモードでは、ドプラスペクトラムのパワー値が低くなる。それにより典型的には表示輝度が低くなる。高パワーモードと低パワーモードとでは、輝度は相違する。高パワーモードと低パワーモードとでは、Ｓ／Ｎは相違する。高パワーモードと低パワーモードとでは、スペクトラムの波形（パワーの周波数分布）は本質的に相似である。

Ｂモードデータ生成部４は、包絡線検波器５１と対数変換器５２とＡ／Ｄ変換器５３を備えている。Ｂモードデータ生成部４の入力信号、即ち、受信部３の加算器４６から出力された受信信号に対して包絡線検波器５１は包絡線検波を行ない、対数変換器５２は、検波信号の振幅を対数変換して弱い信号を相対的に強調する。そして、Ａ／Ｄ変換器５３は、この対数変換器５２の出力信号をデジタル信号に変換し、Ｂモードデータを生成する。

一方、ドプラ信号検出部５は、π／２移相器５４、ミキサ５５−１及び５５−２、ＬＰＦ（低域通過フィルタ）５６−１及び５６−２を備えており、後述する動作により送受信部４０の受信部３から供給された受信信号に対して直交位相検波を行なってドプラ信号を検出する。

又、カラードプラデータ生成部６は、２チャンネルから構成されるＡ／Ｄ変換器５７、
ドプラ信号記憶回路５８、ＭＴＩフィルタ５９、自己相関演算器６０を備えている。そして、Ａ／Ｄ変換器５７は、ドプラス信号検出部５のＬＰＦ５６−１及び５６−２から出力されたドプラ信号、即ち、直交位相検波されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、ドプラ信号記憶部５８に保存する。次いで、高域通過用のデジタルフィルタであるＭＴＩフィルタ５９は、ドプラ信号記憶部５８に一旦保存された前記ドプラ信号を読み出し、このドプラ信号に対して臓器の呼吸性移動や拍動性移動などに起因するドプラ成分（クラッタ成分）を除去する。又、自己相関演算器６０は、ＭＴＩフィルタ５９によって血流情報のみが抽出されたドプラ信号に対して自己相関値を算出し、更に、この自己相関値に基づいて血流の平均流速値や分散値などを算出する。

一方、ドプラスペクトラム生成部７は、切り換え回路６５と、ＳＨ（サンプルホールド回路）６１と、ＨＰＦ（高域通過フィルタ）６２と、Ａ／Ｄ変換器６３と、ＦＦＴ分析器６４を備えている。そして、ドプラ信号検出部５において得られたドプラ信号に対してＦＦＴ分析を行なう。尚、前記ＳＨ６１、ＨＰＦ６２、Ａ／Ｄ変換器６３は何れも２チャンネルで構成され、夫々のチャンネルにはドプラ信号検出部５から出力されるドプラ信号の複素成分、即ち実成分（Ｉ成分）と虚成分（Ｑ成分）が供給される。

次に、本実施形態におけるスペクトラムデータの生成において、重要な構成要素となる上述のドプラ信号検出部５とドプラスペクトラム生成部７の基本動作につき、図３に示したタイムチャートを参照して更に詳しく説明する。

図３は、パルスドプラ法によってスペクトラムデータを生成する場合のタイムチャートを示したものであり、図３（ａ）は、基準信号発生部１から出力される基準信号、図３（ｂ）は、送受信部４０のレートパルス発生器４１から出力される周期Ｔｒのレートパルス、図３（ｃ）は、受信部３の加算器４６から得られる受信信号を示している。又、図３（ｄ）は、ドプラ信号検出部５のＬＰＦ５６から出力される直交位相検波出力、図３（ｅ）は、ドプラスペクトラム生成部７におけるＳＨ６１のサンプリング（レンジゲート）位置を決定するためにシステム制御部１９供給されるサンプリングパルス、図３（ｆ）は、ＳＨ６１によってサンプルホールドされたドプラ信号、そして、図３Ｇは、ＨＰＦ６２によって平滑化された前記レンジゲートにおけるドプラ信号を示している。

即ち、図２の受信部３から出力された受信信号（図３（ｃ））は、ドプラ信号検出部５のミキサ５５−１及び５５−２の第１の入力端子に入力される。一方、この受信信号の中心周波数とほぼ等しい周波数ｆｏをもった基準信号発生部１の基準信号（図３（ａ））は、ミキサ５５−１の第２の入力端子に直接供給され、π／２移相器５４において９０度位相がシフトした基準信号はミキサ５５−２の第２の入力端子に送られる。そして、ミキサ５５−１及び５５−２による乗算出力は、ＬＰＦ５６−１及び５６−２に送られ、ドプラ信号検出部５の入力信号の周波数と基準信号発生部１から供給される基準信号の周波数（ｆｏ）との和の成分（２ｆｏ近傍の成分）が除去され、差の成分（零周波数近傍の成分）のみがドプラ信号として抽出される（図３（ｄ））。

次に、ＳＨ６１には、上記ＬＰＦ５６−１及び５６−２から出力されたドプラ信号と、システム制御部１９が基準信号発生部１の基準信号を分周して生成したサンプリングパルス（レンジゲートパルス）が供給され（図３（ｅ））、このサンプリングパルスによって所望の距離からのドプラ信号がサンプルホールドされる（図３（ｆ））。尚、このサンプリングパルスは、送信超音波が放射されるタイミングを決定するレートパルス（図３（ｂ））から遅延時間Ｔｓ後に発生し、この遅延時間Ｔｓは入力部１７において任意に設定可能である。

即ち、操作者は、サンプリングパルスの遅延時間Ｔｓを変更することによって超音波プローブ２０から所望の距離Ｌｇにおけるドプラ信号を抽出することが可能となる。尚、このとき、遅延時間Ｔｓと所望距離Ｌｇは、被検体内の音速度をＣとすれば、
２Ｌｇ／Ｃ＝Ｔｓ
の関係にある。

次に、ＳＨ６１から出力された所望距離Ｌｇのドプラ信号に重畳した階段状のノイズ成分は、ＨＰＦ６２によって除去され（図３（ｇ））、更に、平滑化された上記ドプラ信号は、Ａ／Ｄ変換器６３によってデジタル信号に変換された後、ＦＦＴ分析器６４に供給される。

ＦＦＴ分析器６４は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、Ａ／Ｄ変換器６３から出力されるドプラ信号は前記記憶回路に一旦保存され、前記演算回路は、この記憶回路に保存された一連のドプラ信号の所定期間においてＦＦＴ分析を行なう。

一方、連続波ドプラ法の場合には、ドプラ信号検出部５の出力はドプラスペクトラム生成部７の切り換え回路６５を介してＡ／Ｄ変換器６３に直接入力され、デジタル信号に変換された後ＦＦＴ分析器６４において周波数分析が行なわれる。尚、連続波ドプラ法は距離分解能を有していないため、所定の超音波送受波方向における異なる深さの移動反射体によって得られる複数のドプラ信号成分が重畳して受信される。

図４は、ＦＦＴ分析器６４におけるＦＦＴ分析方法を模式的に示したものであり、図４（ａ）は、ＦＦＴ分析器６４に入力されるドプラ信号Ａｏ、図４（ｂ）は、このドプラ信号Ａｏの所定期間をＦＦＴ分析して得られた周波数スペクトラムＢｘ（ｘ＝１、２、・・・）を示す。そして、ドプラスペクトラム生成部７のＡ／Ｄ変換器６３から出力された離散的なドプラ信号（図４（ａ））のうち、例えば、ｑ１乃至ｑｍのｍ個のドプラ信号成分に対してＦＦＴ分析が行なわれ、スペクトラム成分ｐ１乃至ｐｍに対する最初の周波数スペクトラムＢ１が計測される。次いで、時間ΔＴ後のｍ個のドプラ信号成分ｑ１＋ｊ乃至ｑｍ＋ｊがＦＦＴ分析されて新たな周波数スペクトラムＢ２が計測される。尚、図４（ａ）ではｊ＝３の場合について示している。

以下、同様にして、時間２ΔＴ後のｑ１＋２ｊ乃至ｑｍ＋２ｊ、時間３ΔＴ後のｑ１＋３ｊ乃至ｑｍ＋３ｊ・・・のｍ個のドプラ信号成分に対しても順次ＦＦＴ分析が行なわれてスペクトラム成分ｐ１乃至ｐｍに対する周波数スペクトラムＢ３、Ｂ４、・・・・が計測される。（図４（ｂ））。

次に、図１に戻って、データ処理・記憶部７０は、データ記憶部８とデータ処理部９を備えており、データ記憶部８は、データ生成部５０において走査方向単位で生成されたＢモードデータ、カラードプラデータ及びドプラスペクトラムを順次保存して、２次元のＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータを生成する。更に、上記スペクトラムデータを用いてデータ処理部９が生成したシネデータの保存を行なう。

一方、データ処理部９は、Ｂモード画像データ及びカラードプラ画像データに対する画像処理や走査変換（スキャンコンバージョン）、スペクトラムデータの最大周波数成分に対するトレースデータの生成、更に、音響出力制御部８０の制御によって生成された高パワーモードのスペクトラムデータを合成したシネデータの生成等を行なう。

次に、音響出力制御部８０は、図示しない演算回路と記憶回路を備え、パルスドプラ法あるいは連続波ドプラ法における高パワーモード及び低パワーモードの種々の設定を行なう。図５は、連続波ドプラ法における圧電振動子駆動方法を示した図であり、以下では、送信音響出力を圧電振動子駆動電圧と駆動期間によって制御する場合について説明するが、これに限定されるものではなく、例えば、パルスドプラ法の場合には、駆動パルスの波数を制御してもよい。

即ち、図５（ａ）は、被検体から得られるＥＣＧ波形を、又、図５（ｂ）は、このＥＣＧ波形に同期して送信部２の駆動回路４３からプローブ２０の圧電振動子に印加される電圧波形を示している。例えば、ＥＣＧ波形のＲ波から予め設定された所定遅延時間τ１後に駆動電圧（振幅電圧）Ｖ_Ｈの高パワーモードの駆動が開始され、この高パワーモードは期間τ２の間継続した後、駆動電圧Ｖ_Ｌの低パワーモードに移行する。高パワーモードの駆動電圧の中心周波数は、低パワーモードの駆動電圧の中心周波数と略同一である。更に、この低パワーモードは、期間τ３後に再び駆動電圧Ｖ_Ｈの高パワーモードに移行する。尚、図５（ｂ）に示した駆動電圧Ｖ_Ｍは、従来の連続波ドプラ法における駆動電圧を示しており、Ｖ_Ｌ＜Ｖ_Ｍ＜Ｖ_Ｈの関係にある。

ここで、単位時間当たりに許容される送信音響出力の上限値をＷ０とすれば、上記駆動電圧Ｖ_Ｌ、Ｖ_Ｍ、Ｖ_Ｈと駆動期間τ２及びτ３は次式（１）の関係にある。但し、Ｗは本実施形態における単位時間当たりの送信音響出力であり、Ｋは比例定数である。

即ち、式（１）によれば、単位時間当たりの送信音響出力Ｗは、高パワーモードの駆動期間τ２と駆動電圧Ｖ_Ｈ及び低パワーモードの駆動期間τ３と駆動電圧Ｖ_Ｌによって決定され、これら４つのパラメータのうち３つのパラメータを操作者が設定することによって、残りのパラメータの許容音響出力Ｗ０に対する最適な値を算出することが可能となる。具体的には、高パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｈ及び駆動期間τ２と低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｌを設定することによって低パワーモードの期間τ３、即ち、高パワーモードの繰り返し周期τ４（τ４＝τ２＋τ３）を算出することが好適であるが、算出するパラメータについては特に限定されない。

音響出力制御部８０の前記記憶回路には式（１）に基づく演算プログラムが予め保管されており、前記演算回路は、例えば、この演算プログラムとシステム制御部１９を介して入力部１７から供給される３つのパラメータの値を用いて残りのパラメータの最適値を算出する。

次に、表示部１５は、図示しない表示用データ生成回路と変換回路とモニタを備えており、データ処理・記憶部７０において生成されたＢモード画像データ、カラードプラ画像データ、スペクトラムデータ、更には、このスペクトラムデータのシネデータは前記表示用データ生成回路において合成されて表示用データが生成され、この表示用データは、変換回路においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換が行われてモニタに表示される。

一方、入力部１７は、操作パネル上に表示パネルやキーボード、トラックボール、マウス、選択ボタン、入力ボタン等の入力デバイスを備え、患者情報の入力、データ収集モード、表示条件等の設定、更には、種々のコマンド信号の入力等を行なう。特に、パルスドプラ法あるいは連続波ドプラ法においては、高パワーモードにおける駆動開始タイミングと駆動期間τ２、高パワーモード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｈ及びＶ_Ｌ、データ収集のための送受信方向（θＤ）やレンジゲート位置（Ｌｇ）の設定等が行なわれる。尚、高パワーモードにおける駆動開始タイミングは、通常、図５に示したように被検体のＥＣＧ信号に基づいて設定されるが、操作者が入力部１７の入力デバイス（入力ボタン）を用いて直接設定してもよい。

図１７、図１８にはシステム制御部１９により生成されるドプラ条件設定画面の例が示されている。図１７は高パワーモードを心拍周期の一部期間に設定し、残りの期間に低パワーモードを設定する場合の設定画面を示す。図１８は、高パワーモードを被検体の１又は連続する所定数の心拍期間に設定し、低パワーモードを被検体の連続する所定数の心拍期間に設定する場合の設定画面を示す。画面には、レンジゲート２０３が重畳されたＢモード画像２００とともに、被検体の心電波形２１５が表示される。また、画面には、「Ｖmax」と表記されたボタン、「All Wave」と表記されたボタン、増減ボタン２０９、２１１が、高パワーモードの継続期間を表すラインマーク２１３とともに表示される。ラインマーク２１３以外の期間は低パワーモードの継続期間である。

「Ｖmax」と表記されたボタンは、高パワーモードが心拍周期の一部期間に設定されて、最高流速を高Ｓ／Ｎで検査するという目的に対応している。「Ｖmax」と表記されたボタンがクリックされたとき、システム制御部１９は、図１７に例示するように、最高流速検査に好適なＲ波からの遅延時間（初期値）ｔ１だけ遅延した位置に、最高流速検査に好適な時間幅ｔ２に相当する長さを有するラインマーク２１３を配置する。ラインマーク２１３とともに、遅延時間ｔ１と継続期間ｔ２は数値欄２１７、２１９にそれぞれ表示される。「Ｖmax」と表記されたボタンがクリックされたとき、増減ボタン２０９、２１１は非選択状態になる。操作者は入力部１７を操作して、ラインマーク２１３を所望の位置に移動し、所望の長さに調整する。または操作者は入力部１７を操作して、数値欄２１７、２１９に遅延時間ｔ１と継続期間ｔ２を直接的に数値を入力することもできる。それにより高パワーモードと低パワーモードそれぞれの時期と継続期間が設定される。

「All Wave」と表記されたボタンは、高パワーモードを被検体の１又は連続する所定数の心拍期間に設定し、低パワーモードを被検体の連続する所定数の心拍期間に設定する目的に対応している。「All Wave」と表記されたボタンがクリックされたとき、増減ボタン２０９、２１１が操作可能な選択状態になる。「All Wave」と表記されたボタンがクリックされたとき、システム制御部１９は、図１８に例示するように、初期的に設定されている１心拍期間に相当する長さを有する複数のラインマーク２１３が、初期的に設定されている３心拍期間に相当する長さを有する間隔をへだてて配置される。ラインマーク２１３の長さは高パワーモードの継続期間に対応する。ペアのラインマーク２１３の間隔は、低パワーモードの継続期間に対応する。高パワーモードの継続期間を増減するとき、操作者は、増減ボタン２０９を操作する。高パワーモードの継続期間は、心拍期間を単位として増減する。高パワーモードの継続期間の増減に応じて、ラインマーク２１３の長さが伸縮する。低パワーモードの継続期間を増減するとき、操作者は、増減ボタン２１１を操作する。低パワーモードの継続期間も、心拍期間を単位として増減する。低パワーモードの継続期間の増減に応じて、ペアのラインマーク２１３の間隔が拡大縮小する。

システム制御部１９は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、操作者によって入力部１７から予め入力あるいは設定される上述の各種情報は記憶回路に保存される。そして、ＣＰＵは、これらの情報に基づいて、送受信部４０、データ生成部５０、データ処理・記憶部７０、音響出力制御部８０、更には表示部１５の制御やシステム全体の制御を統括して行なう。

次に、ＥＣＧユニット１８は、被検体の心電波形を収集するために備えられ、このＥＣＧユニット１８で得られた心電波形のＰ波、Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波の何れかに基づいて、パルスドプラ法あるいは連続波ドプラ法における高パワーモードの駆動開始タイミングが設定される。

次に、本実施形態のパルスドプラ法あるいは連続波ドプラ法における圧電振動子駆動方法と、この駆動によって得られるスペクトルデータにつき図６を用いて説明する。

図６は、ＥＣＧユニット１８から供給されるＥＣＧ波形に基づいて高パワーモードにおける駆動開始タイミングｔ１、ｔ３・・・駆動期間τ２及び駆動周期τ４が設定される場合であり、図６（ａ）は、高パワーモード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｈ，Ｖ_Ｌと駆動期間τ２、τ３を示している。一方、図６（ｂ）は、被検体から周期τ５で得られるＥＣＧ波形１６１と、高パワーモードの駆動期間を示す高パワーインジケータ１６２と、図６（ａ）の駆動電圧によって生成されるスペクトラムデータ１６３を示している。そして、ＥＣＧ波形１６１、高パワーインジケータ１６２はスペクトラムデータ１６３と共に表示部１５のモニタに表示される。

尚、上記の高パワーモードインジケータ１６２は、先ず初期設定された高パワーモードの駆動開始タイミングと駆動期間に基づいて表示され、操作者は、このインジケータの位置及び長さを、入力部１７の入力デバイスを用いて更新することによって高パワーモードの駆動期間を新たに設定することが可能である。

（スペクトラムデータの生成手順）
次に、図１乃至図１２を用いて本実施形態におけるスペクトラムデータの生成手順について説明する。但し、図７は、本実施形態における上記生成手順を示すフローチャートである。尚、本実施形態では、パルスドプラ法を中心に説明するが、連続波ドプラ法においても略同様の手順によってスペクトラムデータの生成が可能である。

超音波データの収集に先立って、操作者は、先ず入力部１７にて患者情報を入力し、Ｂモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータの収集モードを選択する。次いで、操作者は、図８に示すようにパルスドプラ法の高パワーモード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｈ、Ｖ_Ｌ、Ｂモード法の通常モード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_ＢＨ，Ｖ_ＢＬ、カラードプラ法の通常モード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_ｃＨ，Ｖ_ｃＬを設定し、更に高パワーモードの駆動開始タイミングτ１と駆動期間τ２を設定する。そして、これらの情報は、システム制御部１９の図示しない記憶回路に保存される（図７のステップＳ１）。

上述の初期設定が終了したならば、操作者は、超音波プローブ２０の先端（超音波送受信面）を被検体体表面の所定の位置に固定することによって、通常モードにおける第１の走査方向（θ１方向）のＢモードデータを得るための超音波送受波が行なわれる。即ち、図２のレートパルス発生器４１は、基準信号発生部１から供給される基準信号を分周することによって、超音波パルスの繰り返し周期Ｔｒを決定するレートパルスを生成し、このレートパルスを送信遅延回路４２に供給する。

次いで、送信遅延回路４２は、所定の深さに超音波を集束するための集束用遅延時間と、第１の走査方向（θ１）に超音波を送信するための偏向用遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスを駆動回路４３に供給する。そして、駆動回路４３は、レートパルスの駆動によって生成される駆動電圧Ｖ_ＢＨの駆動信号を、ケーブルを介して超音波プローブ２０におけるＮ個の圧電振動子に供給し、前記第１の走査方向に対して超音波パルスを放射する。

被検体に放射された超音波パルスの一部は、音響インピーダンスの異なる臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。又、この超音波が心臓壁や血球などの動きのある反射体で反射する場合、その超音波周波数はドプラ偏移を受ける。

被検体の組織や血球にて反射した超音波反射波（受信超音波）は、超音波プローブ２０の圧電振動子によって受信されて電気信号（受信信号）に変換され、この受信信号は、受信部３におけるＮチャンネルの独立なプリアンプ４４にて増幅されてＮチャンネルの受信遅延回路４５に送られる。

受信遅延回路４５は、所定の深さからの超音波を収束するための集束用遅延時間と、前記第１の走査方向に強い受信指向性をもたせて受信するための偏向用遅延時間を前記受信信号に与えた後、加算器４６に送る。そして、加算器４６は、受信遅延回路４５から出力されるＮチャンネルの受信信号を加算合成し、１つの受信信号に纏めた後、Ｂモードデータ生成部４に供給する。

次いで、加算器４６の出力信号はＢモードデータ生成部４において対数変換、包絡線検波、Ａ／Ｄ変換がなされた後、図１のデータ処理・記憶部７０におけるデータ記憶部８に保存される。

一方、通常モードにおけるカラードプラ画像データの生成においては、受信信号のドプラ偏移を求めるために上述と同様な手順によって、前記第１の走査方向に連続して複数回（Ｌ回）の超音波送受信を行ない、このとき得られた受信信号に対して周波数解析を行なう。

即ち、システム制御部１９は、駆動回路４３の駆動電圧をＶ_ＣＨに設定し、第１の走査方向に対してカラードプラ用の最初の超音波送受信を行なう。そして、得られた受信信号をドプラ信号検出部５に供給し、ミキサ５５−１、５５−２及びＬＰＦ５６−１、５６−２による直交位相検波から２チャンネルの複素信号を生成する。次いで、この複素信号の実成分、及び虚成分の各々をカラードプラデータ生成部６のＡ／Ｄ変換器５７にてデジタル信号に変換した後ドプラ信号記憶部５８に保存する。前記第１の走査方向に対する２回目乃至Ｌ回目の超音波送受波によって得られた受信信号についても同様な処理を行なって複素信号を収集し、ドプラ信号記憶部５８に保存する。

第１の走査方向に対するＬ回の超音波送受信によって得られた複素信号のドプラ信号記憶部５８への保存が終了したならば、システム制御部１９は、ドプラ信号記憶部５８に保存されている複素信号の中から所定位置（深さ）に対応した複素信号成分を順次読み出し、ＭＴＩフィルタ５９に供給する。そして、ＭＴＩフィルタ５９は、供給された複素信号成分に対してフィルタ処理を行ない、例えば心筋などの組織の運動によって生ずる組織ドプラ成分（クラッタ成分）を排除し、血流の流れに起因する血流ドプラ成分のみを抽出する。

前記複素信号の供給を受けた自己相関演算器６０は、この複素信号を用いて自己相関処理を行ない、更に、自己相関処理結果に基づいて血流の平均速度値や分散値、あるいはパワー値などを算出する。このような演算を、第１の走査方向の他の位置（深さ）に対しても行ない、算出された血流の平均速度値、分散値あるいはパワー値などを図１のデータ処理・記憶部７０におけるデータ記憶部８に保存する。

次いで、システム制御部１９は、第２の走査方向（θ２）乃至第Ｍの走査方向（θＭ）に対しても同様な超音波送受波を行なう。そして、このとき得られたＢモードデータ及びカラードプラデータは、データ記憶部８に保存される。

以上述べた手順によって、走査方向単位で得られるＢモードデータとカラードプラデータはデータ記憶部８に順次保存されてＢモード画像データ及びカラードプラ画像データが生成され、データ処理部９８において画像処理や走査変換がなされる。そして、表示部１５の表示用データ生成回路は、走査変換後の画像データを合成して表示用データを生成し、更に、この表示用データを変換回路に供給してＤ／Ａ変換やＴＶフォーマット変換を行ないモニタに表示する（図７のステップＳ２）。

次に、操作者は、表示されたこれらの画像データに対して、スペクトラムデータを収集する走査方向（θＤ）を示すマーカ（方向マーカ）及び距離（Ｌｇ）を示すマーカ（レンジゲートマーカ）を入力部１７の入力デバイスを用いて移動し、最適な位置に設定する（図７のステップＳ３）。そして、スペクトラムデータの収集位置が決定したならば、高パワーモードにおける駆動開始コマンドを入力部１７より入力する（図７のステップＳ４）。

このコマンド信号を受信したシステム制御部１９は、Ｂモードデータ及びカラードプラデータの生成を一旦停止し、次いで、音響出力制御部８０は、圧電振動子駆動電圧がＶ_Ｈになるように送信部２の駆動回路４３を制御する。次いで、走査方向θＤに対してスペクトラムデータを収集するための超音波送受波を行ない、加算器４６の出力信号（受信信号）をドプラ信号検出部５に供給する。

ドプラ信号検出部５は、既に図３に示したように、前記受信信号に対して直交位相検波を行なって得られた複素信号をドプラスペクトラム生成部７のＳＨ６１に供給する。一方、ＳＨ６１には、操作者によって設定されたレンジゲート位置Ｌｇに対応したサンプリングパルスがシステム制御部１９より供給され、このサンプリングパルスに基づいて上記複素信号がサンプルホールドされる。そして、走査方向θＤに対して周期Ｔｒで複数回行なわれる超音波送受波によって得られたＳＨ６１の出力は、ＨＰＦ６２において平滑化された後、Ａ／Ｄ変換器６３においてデジタル信号に変換され、ＦＦＴ分析器６４の図示しない記憶回路に保存される。

ＦＦＴ分析器６４の図示しない演算回路は、図４に示したように、連続して収集されるドプラ信号に対して所定時間（ΔＴ）シフトした期間を複数設定し、これらの各々の期間におけるドプラ信号に対してＦＦＴ分析を行なってドプラスペクトラムを生成する。

即ち、ＦＦＴ分析器６４の演算回路は、図４（ａ）に示すように、レートパルス周期Ｔｒの周期で得られた離散的なドプラ信号に対して、例えばｑ１乃至ｑｍのｍ個の信号成分を読み出してＦＦＴ分析を行ない、スペクトラム成分ｐ１乃至ｐｍから構成されるドプラスペクトラムＢ１を算出する。そして、算出されたドプラスペクトラムＢ１は、データ処理・記憶部７０のデータ記憶部８に供給される。

以下、同様にして、図４に示した時間ΔＴ後、時間２ΔＴ後、時間３ΔＴ後・・・のｍ個のドプラ信号成分に対して、ドプラスペクトラム生成部７のＦＦＴ分析器６４はドプラスペクトラムＢ２，Ｂ３，Ｂ４・・・の算出を行なう。そして、算出された複数のドプラスペクトラムはソノグラム形式でデータ記憶部８に保存されて高パワーモードにおけるスペクトラムデータが生成され、このスペクトラムデータは表示部１５に表示される（図７のステップＳ５）。

上述の高パワーモードの駆動期間が予め設定された期間τ２に達したならば（図７のステップＳ６）、システム制御部１９は、Ｂモード画像データ及びカラードプラ画像データの生成を復活させ、次いで、音響出力制御部８０は、低パワーモードにおけるＢモード用駆動電圧Ｖ_ＢＬ（Ｖ_ＢＬ＜_ＶＢＨ）、カラードプラ用駆動電圧Ｖ_ＣＬ（Ｖ_ＣＬ＜Ｖ_ＣＨ）
及びパルスドプラ用駆動電圧Ｖ_Ｌ（Ｖ_Ｌ＜Ｖ_Ｈ）を設定する。

次いで、Ｂモードデータ及びカラードプラデータとドプラスペクトラムの生成を上述の同様の手順によって行ない、これらのデータに基づいてデータ処理・記憶部７０が生成したＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータは表示部１５のモニタに表示される（図７のステップＳ７）。

一方、音響出力制御部８０は、高パワーモード時の駆動電圧Ｖ_Ｈと駆動期間τ２、及び低パワーモード時の駆動電圧Ｖ_Ｌを既出の式（１）に代入することによって低パワーモードの駆動期間τ３を予め算出し、上記低パワーモードの駆動期間が上記τ３に達したならば再び高パワーモードに戻す（図７のステップＳ８）。尚、低パワーモードにおけるＢモード用駆動電圧Ｖ_ＢＬ及びカラードプラ用駆動電圧Ｖ_Ｃがパルスドプラ用駆動電圧Ｖ_Ｌと
略等しい場合には式（１）がそのまま適用可能であるが、異なる場合には低パワーモード時の駆動電圧を補正して駆動期間τ３の算出を行なう必要がある。

以上述べた手順によって高パワーモードと低パワーモードにおけるスペクトラムデータの生成と表示を交互に行ない、更に、上記低パワーモードのスペクトラムデータと並行して図９に示すような低パワーモードのＢモード画像データ及びカラードプラ画像データ１６４の生成と表示を行なう（図７のステップＳ５乃至Ｓ８）。

一方、データ処理・記憶部７０のデータ処理部９は、図１０に示すように、高パワーモードと低パワーモードが交互に繰り返して得られるスペクトラムデータ１６３の中から高パワーモードのスペクトラム画像データ１６３ｈを抽出してシネデータ１６５を生成し（図７のステップＳ９）、データ記憶部８のシネデータ記憶領域に保存するとともに、必要に応じて表示部１５のモニタに表示する。

ところで、図６では、高パワーモードの駆動周期τ４が心拍周期τ５より大きな場合について述べたが、図１１に示すようにτ４＜τ５が可能な場合においても適用できる。即ち、図１１に示すようにＥＣＧ波形１６１に基づいて高パワーモードにおける駆動開始タイミングｔ１、ｔ３、ｔ５、ｔ７・・・駆動期間τ２及び駆動周期τ４が設定された場合、１心拍中の例えば最大周波数成分（最大流速値）が得られる部分のみに高パワーモードの駆動期間τ２を設定することによって、臨床上重要な情報を感度よく観察することが可能となる。

尚、上述の実施形態では、パルスドプラ法によるスペクトラムデータの生成と表示を例に説明したが、連続波ドプラ法においても同様な手順によってスペクトラムデータを得ることができる。即ち、送信部２の駆動回路４３は、送信遅延回路４２を介して供給される基準信号発生部１の連続波に基づいて連続波駆動信号を生成し、超音波プローブ２０の第１の振動子群に供給する。一方、超音波プローブ２０の第２の振動子群によって得られた受信信号は、受信部３、ドプラ信号検出部５、ドプラスペクトラム生成部７のＡ／Ｄ変換器６３及びＦＦＴ分析器６４を介してデータ処理・記憶部７０に送られ、スペクトラムデータが生成される。

（変形例）
次に、本実施形態の変形例につき図１２を用いて説明する。本変形例の特徴は、連続波ドプラ法によって高パワーモードのスペクトラムデータを生成する際に、超音波プローブ２０におけるＮ個の圧電振動子を第１の振動子群と、この振動子群に隣接した第２の振動子群に分割し、送信用に用いる振動子群と受信用に用いる振動子群を交互に切り替えて用いることにある。

図１２は、ＥＣＧ波形の一心拍周期で高パワーモードと低パワーモードを繰り返してスペクトルデータの生成を行なう場合を示しており、図６の場合と同様にして図１２（ａ）は、高パワーモード及び低パワーモードにおける駆動電圧Ｖ_Ｈ，及びＶ_Ｌと駆動期間τ２及びτ３を示している。一方、図１２（ｂ）は、ＥＣＧ波形１６１及び高パワーインジケータ１６２と共に得られるスペクトルデータ１６３を示しており、更に、図１２（ｃ）は、夫々の高パワーモード期間τ２の送信及び受信に使用される超音波プローブ２０の振動子群２２を示している。

超音波プローブ２０を構成するＮ個の圧電振動子２１−１乃至２１−Ｎは、例えば、圧電振動子２１−１乃至２１−Ｎ／２によって構成される第１の振動子群２２−１と圧電振動子２１−（Ｎ／２＋１）乃至２１−Ｎによって構成される第２の振動子群２２−２に分割され、時刻ｔ１乃至ｔ２の第１の高パワーモード期間においては、第１の振動子群２２−１を用いて送信超音波が放射され、第２の振動子群２２−２を用いて受信超音波が検出される。一方、時刻ｔ３乃至ｔ４の第２の高パワーモード期間においては、第１の振動子群２２−１が受信用に、又、第２の振動子群２２−２が送信用に用いられ、更に、時刻ｔ５乃至ｔ６の第３の高パワーモード期間においては、第１の高パワーモード期間と同様に第１の振動子群２２−１が送信用に、第２の振動子群２２−２が受信用に用いられる。

このようにして送信用振動子群と受信用振動子群を交互に切り替えながら高パワーモードの超音波送受波を行なうことによって、第１の振動子群２２−１あるいは第２の圧電振動子群２２−２における発熱量は上記切り替えを行なわない従来の場合と比較して約１／２に低減する。

以上述べたように、上述の第１の実施形態によれば、超音波ドプラスペクトラム法におけるスペクトラムデータの生成期間を従来法より送信音響出力の大きな高パワーモード期間と従来法より送信音響出力の小さな低パワーモード期間に区分して超音波の送受波を行なうため、単位時間当たりの送信音響出力を増大させること無く高感度のスペクトラムデータを生成することができる。

特に、発熱規制あるいは音響出力規制に基づいて高パワーモードにおける送信音響出力及び駆動期間と低パワーモードにおける送信音響出力及び駆動期間が設定されるため、全体的な出力を低く抑えて上記規制を遵守すると共に、臨床上要求されるドプラスペクトラムあるいはスペクトラムデータの観察したい部分を高パワーモード期間にして高感度で得ることが可能となる。このため、スペクトラムデータの例えば最大周波数成分に対するトレースデータの生成が容易となり、操作者の負担が減少すると共に診断効率が向上する。

一方、低パワーモード期間において生成される低感度のスペクトラムデータを用いて診断することは適当ではないが、このデータを観察することによって、装置の正常動作を確認することができる。

又、低パワーモード期間において表示されるＢモード画像データやカラードプラ画像データについても上記と同様の効果がある。即ち、これらの画像データ上に示される方向マーカやレンジゲートマーカによってスペクトラムデータの収集位置を常時モニタリングすることができ、その位置が適当でない場合には入力部の入力デバイスを用いて最適な位置に変更することが可能となる。

更に、上述の第１の実施形態の変形例によれば、連続波ドプラ法において送信に用いる振動子群と受信に用いる振動子群を高パワーモードの繰り返し毎に切り替えて使用することにより、超音波プローブにおける発熱量を低減することができる。このため、高パワーモードの駆動電圧を増大させることが可能となりスペクトラムデータを更に高感度で生成することができる。

（第２実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態につき図１３乃至図１５を用いて説明する。本実施形態の特徴は、操作者が入力部にて入力する駆動開始コマンド信号に基づいて高パワーモードにおけるスペクトラムデータの生成を行なうことにある。

この第２の実施形態における超音波診断装置の構成は、図１及び図２に示した第１の実施形態の超音波診断装置１００と同様であるため説明を省略し、図１３のフローチャートに基づいて本実施形態におけるスペクトラムデータの生成手順について以下に説明する。但しこのフローチャートにおいて、図７に示した第１の実施形態のフローチャートと同一のステップについての詳細な説明は省略する。尚、本実施形態においてもパルスドプラ法を中心に説明するが、連続波ドプラ法においても略同様の手順によってスペクトラムデータを生成することができる。

超音波データの収集に先立って、操作者は、上述の第１の実施形態の場合と同様に、駆動電圧や駆動期間などの設定を行ない（図１３のステップＳ１１）、例えば、図７のステップＳ７と同様の手順によって低パワーモードにおけるＢモード画像データやカラードプラ画像データ、更には、暫定的な収集位置におけるスペクトラムデータの生成と表示を行なう（図１３のステップＳ１２）。

次に、操作者は、表示されたＢモード画像データあるいはカラードプラ画像データに対して、スペクトラムデータの収集位置を決定する方向マーカとレンジゲートマーカを所望の位置に設定し（図１３のステップＳ１３）、このとき表示されたスペクトラムデータを観察した操作者は、所望のタイミングにおいて高パワーモードの駆動開始コマンドを入力部１７より入力する（図１３のステップＳ１４）。

このコマンド信号を受信したシステム制御部１９は、Ｂモードデータ及びカラードプラデータの生成を一旦停止し、次いで、音響出力制御部８０は、駆動回路４３の駆動電圧をＶ_Ｈに設定する。次いで、走査方向θＤに対してスペクトラムデータを収集するための超音波送受波を行ない、図７のステップＳ５と同様の手順によって高パワーモードのスペクトラムデータの生成と表示を行なう（図１３のステップＳ１５）。

上述の高パワーモードの超音波送受波とスペクトラムデータの生成期間が予め設定された期間τ２に達したならば（図１３のステップＳ１６）、システム制御部１９は、Ｂモード画像データ及びカラードプラ画像データの生成を復活させ、次いで、音響出力制御部８０は、低パワーモードにおけるＢモード用駆動電圧Ｖ_ＢＬ、カラードプラ用駆動電圧Ｖ_ＣＬ及びパルスドプラ用駆動電圧Ｖ_Ｌを設定する。

次いで、低パワーモードにおけるＢモードデータ及びカラードプラデータとドプラスペクトラムの生成を図１３のステップＳ１２と同様の手順によって行ない、得られたＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータを表示部１５のモニタに表示する（図１３のステップＳ１７）。

図１４は、上述の本実施形態における圧電振動子駆動方法と、この駆動によって得られるスペクトルデータを示したものであり、高パワーモード期間τ２がＥＣＧ波形の略３心拍分に相当する場合である。この実施形態では、高パワーモードにおける駆動は操作者が入力部１７より入力する駆動開始コマンド信号に基づいて行なわれ、この駆動開始コマンドが入力されるまでは低パワーモードによるＢモード画像データ、カラードプラ画像データ及びスペクトラムデータの表示が行なわれる。

一方、音響出力制御部８０は、高パワーモードの駆動電圧Ｖ_Ｈと駆動期間τ２、及び低パワーモードの駆動電圧Ｖ_Ｌを既出の式（１）に代入することによって低パワーモードの駆動期間τ３を予め算出し、上記低パワーモードのデータ生成期間τｘと駆動期間τ３に基づいて駆動開始コマンド信号の入力待ち時間τｗ（τｗ＝τ３−τｘ）を算出する。そして、この入力待ち時間τｗは、システム制御部１９及びデータ処理・記憶部７０を介して表示部１５に供給され、表示部１５は、この入力待ち時間τｗに関する情報と上述のスペクトラムデータ等を合成してモニタ上に表示する（図１３のステップＳ１８）。

図１５は、入力待ち時間の表示例であり、ＥＣＧ波形１６１、高パワーインジケータ１６２、スペクトラムデータ１６３と共に、低パワーモードにおけるデータ生成時間τｘの最新データを示す生成時間バー１６６、入力待ち時間τｗを表示する待ち時間表示欄１６７が示される。次いで、操作者は、上記入力待ち時間τｗが零になったことを確認したならば（図１３のステップＳ１９）、図１３のステップＳ１４に戻り、以降、上述のステップＳ１４乃至Ｓ１９を繰り返す。

以上述べた第２の実施形態によれば、上述の第１の実施形態と同様にして超音波ドプラスペクトラム法におけるスペクトラムデータの生成期間を従来法より送信音響出力の大きな高パワーモード期間と従来法より送信音響出力の小さな低パワーモード期間に区分して超音波の送受波を行なうため、高パワーモード期間において診断に用いる高感度のスペクトラムデータが生成され、低パワーモード期間において装置の正常動作やデータ収集位置等の確認を行なうことができる。このため、高パワーモード期間において得られた高感度のスペクトラムデータに対するトレースデータの生成が容易となり、操作者の負担が減少すると共に診断効率が向上する。

又、発熱規制や音響出力規制によって定められた許容送信音響出力、高パワーモードにおける送信音響出力及び駆動期間、低パワーモードにおける送信音響出力に基づいて高パワーモードの駆動開始までの待ち時間が表示され、この待ち時間に基づいて操作者は高パワーモードの駆動開始コマンドを入力することができるため、定められた規制を遵守すると共に臨床上要求される高感度のドプラスペクトラムあるいはスペクトラムデータを所望のタイミングで得ることが可能となる。

尚、上述の第２の実施形態の説明では、表示部に入力待ち時間を表示する方法について述べたが、低パワーモードにおけるデータ生成時間τｘが予め設定された駆動時間（継続時間）τ３に等しくなった時点でその旨を表示部に表示してもよく、又、図示しない音声出力部による音声を用いてもよい。

又、この実施形態においても、連続波ドプラ法によってスペクトラムデータの生成を行なう際には、超音波プローブにおける第１の振動子群と、この振動子群に隣接した第２の振動子群を交互に切り替えて高パワーモードの送信及び受信を行なうことにより超音波プローブにおける発熱を低減させることができる。

以上、本発明の実施形態について述べてきたが、本発明は上記の実施形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、高パワーモードにおける送信音響出力を更に増大するために、低パワーモードにおける駆動電圧ＶＬを零、即ち、超音波の送受波を停止してもよく、同様にして低パワーモードにおけるＢモード画像データ及びカラードプラ画像データの表示は行なわなくてもよい。

一方、上述の実施形態にて用いたＥＣＧユニットは、超音波診断装置内に内蔵してもよいが、独立に設置してもよい。又、図１２では、Ｎ／２の圧電振動子を有する送信用圧電振動子群及び受信用振動子群について示したが、夫々の振動子群における圧電振動子の数は等しくなくともよい。更に、上述の実施形態ではスペクトラムデータの最大周波数成分に対するトレースデータの生成について述べたが、これに限定されるものではなく、例えば、平均周波数成分や中心周波数成分であってもよい。又、高パワーモード期間及び低パワーモード期間に含まれるＥＣＧ波形の心拍数は上述の実施形態に示したものに限定されない。

一方、上述の実施形態の受信部はアナログ方式について述べたがデジタル方式であっても構わない。又、この超音波診断装置によって生成されるＢモード画像データ及びカラードプラ画像データは２次元の画像データに限定されるものではなく、３次元画像データであってもよい。そして、超音波プローブは、３次元画像データを生成するために圧電振動子が２次元配列されていてもよい。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の第１の実施形態における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図。 第１実施形態における送受信部及びデータ生成部の構成を示すブロック図。 第１実施形態におけるドプラ信号検出部とドプラスペクトラム生成部の基本動作を示すタイムチャート。 第１実施形態のＦＦＴ分析方法を示す図。 第１実施形態の連続波ドプラ法における圧電振動子駆動方法を示す図。 第１実施形態における圧電振動子駆動方法とこの駆動によって得られるスペクトルデータを示す図。 第１実施形態におけるスペクトラムデータの生成手順を示すフローチャート。 第１実施形態の高パワーモード及び低パワーモードにおける駆動電圧の設定を示す図。 第１実施形態の低パワーモードにおいて得られるスペクトラムデータとＢモード画像データ及びカラードプラ画像データを示す図。 第１実施形態の高パワーモードにおいて得られたスペクトラムデータを合成して生成されるシネデータを示す図。 第１実施形態における圧電振動子駆動方法とこの駆動によって得られるスペクトラムデータの他の具体例を示す図。 第１実施形態の変形例における圧電振動子切り替え駆動方法を示す図。 本発明の第２の実施形態におけるスペクトラムデータの生成手順を示すフローチャート。 第２実施形態の圧電振動子駆動方法とこの駆動によって得られるスペクトラムデータを示す図。 第２実施形態におけるスペクトラムデータと入力待ち時間の表示例を示す図。 従来法における圧電振動子駆動方法とこの駆動によって得られるスペクトラムデータを示す図。 第１実施形態において、高パワーモードの継続期間の設定画面例を示す図。 第１実施形態において、高パワーモードの継続期間の他の設定画面例を示す図。

符号の説明

１…基準信号発生部、１５…表示部、１７…入力部、１８…ＥＣＧユニット、１９…システム制御部、２０…超音波プローブ、４０…送受信部、５０…データ生成部、７０…データ処理・記憶部、１００…超音波診断装置。

Claims (14)

1. 被検体に対して超音波を送信し、前記被検体からエコーを受信するために複数の圧電振動子を有する超音波プローブと、
   前記超音波を前記圧電振動子から発生するために前記複数の圧電振動子にそれぞれ対応する複数の駆動信号を発生する駆動部と、
   前記駆動信号の振幅が比較的高い高パワーモードと前記駆動信号の振幅が比較的低い低パワーモードとを前記被検体の生体信号に同期して切り替えるために前記駆動部を制御する制御部と、
   前記エコーに基づいてドプラ信号を検出するドプラ信号検出部と、
   前記検出されたドプラ信号に基づいてスペクトラムデータを生成するスペクトラムデータ生成部と、
   前記スペクトラムデータを表示する表示部とを具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記高パワーモードは、前記被検体の心拍周期内の一部期間に選択されることを特徴とする請求項１に記載した超音波診断装置。
3. 前記被検体の心拍周期に対して前記一部期間を設定操作するための操作部をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載した超音波診断装置。
4. 前記被検体の心電波形を前記一部期間に対応するラインマークとともに表示する表示部をさらに備えることを特徴とする請求項３に記載した超音波診断装置。
5. 前記操作部の操作に従って前記表示された心電波形に対する前記ラインマークの位置および前記ラインマークの長さが調整され、前記制御部により前記ラインマークの位置および長さに応じて前記一部期間が設定されることを特徴とする請求項４に記載した超音波診断装置。
6. 前記高パワーモードは、前記被検体の１又は連続する所定数の心拍期間に選択されることを特徴とする請求項１に記載した超音波診断装置。
7. 前記高パワーモードが継続される心拍数と、前記低パワーモードが継続される心拍数とを個々に設定操作するための操作部をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載した超音波診断装置。
8. 前記高パワーモードが継続される心拍数は初期的に１に設定され、前記低パワーモードが継続される心拍数は初期的に３に設定されることを特徴とする請求項７に記載した超音波診断装置。
9. 前記高パワーモードの駆動信号は前記低パワーモードの駆動信号よりも電圧振幅が大きいことを特徴とする請求項１に記載した超音波診断装置。
10. 前記高パワーモードの駆動信号は前記低パワーモードの駆動信号と中心周波数は略同一であることを特徴とする請求項９に記載した超音波診断装置。
11. 前記表示部は、前記スペクトラムデータを、前記生体信号としての心電波形と前記高パワーモードの継続期間を示す高パワーインジケータとともに表示することを特徴とする請求項１に記載した超音波診断装置。
12. 前記超音波の単位時間当たりの送信音響出力が所定の上限値未満となるように、前記高パワーモードにおける駆動電圧、前記高パワーモードの継続期間及び前記低パワーモードにおける駆動電圧とに基づいて前記低パワーモードの継続期間を決定する決定部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
13. 前記高パワーモードのもとで得られたスペクトラムデータを繋ぎ合わせてシネデータを生成するシネデータ生成部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
14. 前記駆動部は、前記高パワーモードのもとで駆動する圧電振動子を、前記超音波プローブの第１の圧電振動子と第２の圧電振動子とで前記高パワーモードの継続期間ごとに交互に切り換えることを特徴とする請求項１に記載した超音波診断装置。

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