JP2011087710A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波のフォーカス位置を、逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値が得られる適切な位置に、ユーザの操作なしに設定すること。
【解決手段】超音波診断装置は、超音波プローブと、超音波プローブを介して被検体との間で超音波を送受信する送受信部と、送受信部により得られた複数のエコー信号を記憶するエコー信号記憶部と、記憶された複数のエコー信号を遅延加算して複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数の受信信号を発生する受信遅延加算処理部と、発生された受信信号から複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数のドプラ信号を発生するドプラ信号発生部と、発生された複数のドプラ信号から特定の血流特性を有するドプラ信号を選択し、選択したドプラ信号に対応する受信フォーカス位置を決定するフォーカス位置決定部とを具備する。
【選択図】図１

Description

本発明はフォーカス位置調整機能を有する超音波診断装置に関する。

一般に、超音波診断装置を用いて心臓の弁疾患患者の重症度を判断する際、血液の逆流が噴出している弁口付近に、ユーザが超音波のフォーカス位置を設定する。設定した受信フォーカス位置における超音波のドプラ信号に基づいて、逆流している血流の最高流速値および逆流している血液量の最大値から、弁疾患患者の重症度を判断する。

しかしながら、フォーカス位置を血液の逆流が噴出している弁口付近に設定したとしても、得られるドプラ信号は、血液の逆流が一定方向に噴出していないこと、装置の感度や信号対雑音比、ユーザのスキャンテクニックに依存するため、必ずしも逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値を示していないことがある。これらのことから、従来の弁口付近におけるフォーカス位置で測定されたドプラ信号では、逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値を正確に測定できていない可能性がある。

本発明の目的は、超音波のフォーカス位置を、逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値が得られる適切な位置に、ユーザの操作なしに設定することにある。

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。

本発明の第１局面による超音波診断装置は、超音波プローブと、超音波プローブを介して被検体との間で超音波を送受信する送受信部と、送受信部により得られた複数のエコー信号を記憶するエコー信号記憶部と、記憶された複数のエコー信号を遅延加算して複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数の受信信号を発生する受信遅延加算処理部と、発生された受信信号から複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数のドプラ信号を発生するドプラ信号発生部と、発生された複数のドプラ信号から特定の血流特性を有するドプラ信号を選択し、選択したドプラ信号に対応する受信フォーカス位置を決定するフォーカス位置決定部とを具備する。

本発明によれば、超音波のフォーカス位置を、逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値が得られる適切な位置に、ユーザの操作なしに設定することができる。

図１は、本発明の実施形態に係る超音波診断装置１０の構成を示す図である。 図２は、本実施形態に係り、フォーカス位置調整機能において、処理手順の一例を示す流れ図である。 図３は、Ｂモードおよびカラードプラモードから生成された画像において、連続波ドプラモードを行う音線マーカー上に、受信フォーカス位置を示すフォーカスマークを設定しない例を示す図である。 図４は、ＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像と、このトレース像に対するｓＭＡＰとを示す図である。 図５は、図４と異なる受信フォーカス位置において、ＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像と、このトレース像に対するｓＭＡＰとを示す図である。 図６は、受信フォーカス位置と、各々の受信フォーカス位置における血流速の最高値との関係の一例を示す図である。 図７は、Ｂモードおよびカラードプラモードから生成された画像上に図６における血流速の最高値に対応する受信フォーカス位置Ｒを表すフォーカスマークと、この受信フォーカス位置ＲにおけるＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像とを示す図の一例である。 図８は、音線マーカーを０°とした走査方向の角度と超音波ビームの振幅の平均値とを示す図である。 図９は、受信フォーカス位置と、各々の受信フォーカス位置におけるドプラ波形のトレース像に囲まれた面積（血流量）との関係の一例を示す図である。 図１０は、心電図（ＥＣＧ）信号と同期して、異なる受信フォーカス位置において、１心拍期間の複数のドプラ信号からＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像の一例を示す図である。 図１１は、従来の受信フォーカス位置を弁口付近に設定し、ＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像の一例を示す図である。 図１２は、従来の超音波診断装置１００の構成を示す図である。

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。

図１は本実施形態に係る超音波診断装置１０のブロック構成図を示している。同図に示すように、本超音波診断装置１０は、超音波プローブ１１、装置本体１２、装置本体１２に接続されユーザからの各種指示・命令・情報を装置本体１２に取り込むための入力装置１３、表示部１４とから構成される。入力装置１３は、図示しないが、関心領域（ＲＯＩ）などの設定操作を行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボードを有する。また、装置本体１２は、送受信部２０、Ｂモードデータ生成部２１、ドプラ信号発生部２２、カラードプラデータ生成部２３、連続波ドプラ（以下ＳＣＷと称する）データ生成部２４、システムコントローラ２５、エコー信号記憶部２６、受信遅延加算処理部２７、ドプラ信号解析部２８、データ記憶部２９、フォーカス位置決定部３０、スキャンコンバーター３１を有している。加えて装置本体１２には、被検体の心電波形を収集する心電計４０が別途設けられている。

超音波プローブ１１は、圧電セラミックス等の音響／電気可逆的変換素子としての圧電振動子を有する。複数の圧電振動子は並列され、超音波プローブ１１の先端に装備される。なお、一つの振動子が一チャンネルを構成するものとして説明する。

送受信部２０は、レートパルス発生器２０１と、送信遅延回路２０２と、駆動回路２０３と、プリアンプ２０４とから構成される。レートパルス発生器２０１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、図示していない基準信号発生部から供給される基準信号（クロック）に基づいて、送信超音波の繰り返し周期を決定し、レートパルスを発生する。

送信遅延回路２０２は、レートパルス発生器から供給されるレートパルスあるいは連続波に、超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与える。駆動回路２０３は、レートパルスに同期して、超音波プローブ１１に内蔵された圧電振動子を駆動するためのパルス状の駆動信号を発生する。連続波ドプラモードのとき、駆動回路２０３は、連続的に駆動信号を発生する。

被検体からのエコーは、圧電振動子によって複数の電気信号（エコー信号）に変換される。プリアンプ２０４は、複数のエコー信号を個々に増幅し、ディジタル信号に変換する。

エコー信号記憶部２６は、送受信部２０から出力される受信遅延加算前のエコー信号を記憶する。ディジタルビームフォーマとも呼ばれる受信遅延加算処理部２７は、エコー信号記憶部２６に記憶された圧電振動子ごとのエコー信号に対して、細いビーム幅を得るため所定の深さからの受信超音波を集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とを与える。複数の振動子に対する遅延時間のセットを受信遅延パターンという。システムコントローラ２５は、フォーカス深度の異なる複数の受信遅延パターンを図示していない内部メモリに記憶している。受信遅延加算処理部２７は、システムコントローラ２５からの受信遅延パターンに従って複数のエコー信号を加算する。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超音波送受信の総合的な指向性が決定される（この指向性により、いわゆる「超音波走査線」が決まる。）。

Ｂモードデータ生成部２１は、包絡線検波器２１０、対数変換器２１１、アナログディジタル変換器（以下Ａ／Ｄ変換器）２１２を備えている。Ｂモードデータ生成部２１への入力信号、即ち、受信遅延加算処理部２７から出力された受信信号に対して、包絡線検波器２１０は、包絡線検波を行う。対数変換器２１１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。Ａ／Ｄ変換器２１２は、この対数変換器２１１の出力信号をディジタル信号に変換し、Ｂモードデータを生成する。

ドプラ信号発生部２２は、ミキサー２２０と低域通過フィルタ（以下ＬＰＦ）２２１を備えている。ミキサー２２０は、受信遅延加算処理部２７からの出力信号に、送信周波数と同じ周波数ｆ_０をもつ基準信号を掛け合わせる。この掛け合わせによりドプラ偏移周波数ｆ_ｄの成分の信号と（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の周波数成分を有する信号とが得られる。ＬＰＦ２２１は、ミキサー２２０からの２種の周波数成分を有する信号のうち、高い周波数成分（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の信号を取り除く。ドプラ信号発生部２２は、高い周波数成分（２ｆ_０＋ｆ_ｄ）の信号を取り除くことにより、ドプラ偏移周波数ｆ_ｄの成分を有するドプラ信号を生成する。なお、ドプラ信号発生部２２として、直交検波方式を採用することも可能である。

カラードプラデータ生成部２３は、２チャンネルから構成されるＡ／Ｄ変換器２３０、速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部２３１を備えている。Ａ／Ｄ変換器２３０は、ドプラ信号発生部２２のＬＰＦ２２１から出力されたドプラ信号、または、直交交検波されたアナログ信号をディジタル信号に変換する。速度／分散／Ｐｏｗｅｒ演算部２３１は、図示しないが、ＭＴＩフィルタ、自己相関演算器からなる。ＭＴＩフィルタは、Ａ／Ｄ変換器２３０から出力される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。自己相関演算器は、ＭＴＩフィルタ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速度値や、分散値等を算出する。カラードプラデータ生成部２３は、複数のドプラ信号に基づく血流の平均速度値や分散値等からカラードプラデータを生成する。

ＳＣＷデータ生成部２４は、高域通過フィルタ（以下ＨＰＦ）２４０と、アナログディジタル変換器（以下Ａ／Ｄ変換器）２４１と、高速フーリエ変換（以下ＦＦＴ）演算部２４２を備えている。高域通過フィルタ（以下ＨＰＦ）２４０は、ドプラ信号発生部２２で発生された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。Ａ／Ｄ変換器２４１は、ＨＰＦ２４０から出力されたドプラ信号をディジタル信号に変換する。ＦＦＴ演算部２４２は、Ａ／Ｄ変換器２４１によってディジタル信号に変換されたドプラ信号に対して、高速フーリエ変換で周波数分析を行う。ＳＣＷデータ生成部２４は、複数のドプラ信号に基づく周波数分析から、ＳＣＷデータを生成する。ＳＣＷデータは、例えば、図４左側のように表示部１４で表示される。縦軸が速度を表している。横軸はＳＣＷデータが得られた時間である。Ｖｅｌｏｃｉｔｙと記載された横軸が速度ゼロを表している。

ドプラ信号解析部２８は、ＦＦＴ演算部２４２の周波数分析に基づくドプラ波形のトレース像に対して一つのｓＭＡＰを生成する。すなわちｓＭＡＰは、受信フォーカス位置ごとに生成される。ｓＭＡＰとは、上記トレース像に対して、ある任意の期間（解析期間）を周波数ごとに時間軸方向に探索し、ドプラ信号（速度成分）が特定の閾値以上で存在する周波数帯すなわち速度帯に「１」を割り当て、信号が存在しない周波数帯すなわち速度帯に「０」を割り当てる図である。つまり、ｓＭＡＰは、血流成分の有無を示す図である。例えば、図４の左側に示すドプラ波形のトレース像に対するｓＭＡＰは、図４の右側のようになる。この場合、トレース像の信号存在領域は、ＡからＢまでの区間である。生成したｓＭＡＰから、血流速（ここでは逆流）の最高値（以下最高流速値）を求める。例えば、図４の右側のｓＭＡＰにおいては、Ｂに対応する点が血流速の最高値（逆流なので速度はマイナス成分となる）である。なお、速度成分の絶対値、例えば、図４左側のドプラ波形のトレース像に対して、速度の絶対値からｓＭＡＰを生成し、最高流速値を求めてもよい。なお、血流速の逆流成分、例えば、図４左側のＶｅｌｏｃｉｔｙと記載された横軸以下の速度帯からｓＭＡＰを生成し、最高流速値を求めてもよい。ｓＭＡＰを生成するとき、ドプラ波形のトレース像をそのまま用いるのか、トレース像の絶対値を用いるのか、トレース像の逆流成分のみ用いるのかはユーザ指示により選択的である。

ある任意の期間は、後述する心電計４０と同期させて、例えば、１心拍期間とすることも可能である。例えば図１０は、異なる受信フォーカス位置において、１心拍期間の複数のドプラ信号からＦＦＴ演算部２４２により得られたドプラ波形のトレース像を示す図である。図１０において、１心拍期間における四角形ＡＢＣＤ内部のドプラ波形のトレース像に対してひとつのｓＭＡＰを生成し、四角形Ａ’Ｂ’Ｃ’Ｄ’内部のドプラ波形のトレース像に対して別のｓＭＡＰを生成する。それぞれのｓＭＡＰからそれぞれの最高流速値を求める。なお、ドプラ信号解析部２８は、ドプラ波形のトレース像で囲まれた逆流範囲の面積を求めることも可能である。この面積は、受信フォーカス付近を流れる血液量に対応する。

データ記憶部２９は、ドプラ信号解析部２８で得られた最高流速値と、この最高流速値に対応する受信フォーカス位置とを記憶する。なお、データ記憶部２９は、上記トレース像で囲まれた面積と、この面積に対応する受信フォーカス位置とを記憶することも可能である。

フォーカス位置決定部３０は、データ記憶部２９に記憶された複数の最高流速値とそれぞれの最高流速値に対応する受信フォーカス位置とに基づいて、最高流速値の中で最も高い値を有するドプラ信号と対応する受信フォーカス位置を決定する。なお、フォーカス位置決定部３０は、データ記憶部２９に記憶された複数の上記トレース像で囲まれた面積と上記トレース像で囲まれた面積それぞれに対応する受信フォーカス位置とに基づいて、この面積の中で最も大きい値を有するドプラ信号と対応する受信フォーカス位置を決定することも可能である。最高流速に基づいて受信フォーカス位置を特定するか、血流量に基づいて受信フォーカス位置を特定するかは、ユーザ指示により選択的である。

システムコントローラ２５は、ユーザにより入力装置１３から入力されたモード選択、ＲＯＩ設定、パターンリストの選択、送信開始・終了に基づき、内部メモリに記憶された送受信条件と装置制御プログラムを読み出し、これらに従って、上記超音波診断装置１０を制御する。また、表示部で表示された画像上に、ユーザにより入力装置１３から入力された連続波ドプラ法を行う音線マーカーを設定する。

スキャンコンバーター３１は、Ｂモードデータ生成部２１、カラードプラデータ生成部２３およびＳＣＷデータ生成部２４からそれぞれ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およびＳＣＷデータを、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換し、表示画像としての超音波診断画像を生成する。

表示部１４は、スキャンコンバーター３１からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や血液情報を画像として表示する。表示部１４は、システムコントローラ２５で設定された音線マーカーやフォーカスマークをＢモードデータから構成された画像やカラードプラデータから構成された画像上に表示する。

心電計（ＥＣＧ：Ｅｌｅｃｔｒｏ ＣａｒｄｉｏＧｒａｍ）４０は、被検体の心臓の電気現象による時間的変化を記録したグラフ、すなわち心電図（ＥＣＧ波形）を計測する。心電計４０で検出された心電波形信号は、内部メモリに記憶されると共に、必要であれば表示部１４に送られ、心電波形として表示される。

（動作）
次に、本超音波診断装置１０において、図２に示すフローチャートを参照しながら、フォーカス位置調整機能の動作について説明する。はじめに、システムコントローラ２５の制御のもとでＢモードを用いて、被検体の心臓を含む領域がスキャンされる（ステップＳ１）。スキャンされた画像は、表示部１４に表示される。表示された画像上に、入力装置１３を介したユーザの連続波ドプラの条件決定指示に従って、システムコントローラ２５の制御により連続波ドプラ法を行うための音線マーカーが重ねられる（ステップＳ２）。図３は、表示部１３で表示されたカラードプラモード上に音線マーカーを設定した図である。従来の場合には、図１１に示すように音線マーカー上に受信フォーカスマークがユーザにより設定される。本実施形態では、ユーザが受信フォーカスマークを操作することなく受信フォーカス位置を自動的に最適化することが可能であるため、図３の音線マーカー上には受信フォーカスマークの表示が不要である。なお、従来の超音波診断装置１００と同様に、音線マーカー上に受信フォーカスマークの表示させることも可能である。

次に、上記音線上において、あらかじめ設定された受信フォーカス位置で連続波ドプラ法を行うために、少なくとも１心拍周期にわたって、送受信部２０が超音波の連続波の送受信を行う（ステップＳ３）。このときのスキャン中のフォーカス位置は、例えば、音線上に沿った視野深度の中間深度の位置である。なお、送受信を行うフォーカス位置は、カラーＲＯＩ（関心領域）における音線に沿った長さの半分の位置であってもよい。なお、送受信を行うフォーカス位置は、あらかじめユーザが任意の深度に設定可能である。なお、送受信を行うフォーカス位置は、音線マーカー上に受信フォーカスマークを表示させ、この受信フォーカスマークの位置としてもよい。上記送受信を行うフォーカス位置それぞれは、入力装置１３を介してユーザにより選択できる。超音波の送受信で得られた受信遅延処理前のエコー信号は、エコー信号記憶部２６に記憶される。

システムコントローラ２５により、内部メモリに記憶されている複数の受信遅延パターンのデータが、受信遅延加算処理部２７へ順次供給される。受信遅延加算処理部２７では、各受信遅延パターンに従って受信遅延加算処理が、１心拍期間の全てのエコー信号に対して行われる。これにより、同一の受信遅延パターン（同一の受信フォーカス位置）に対応する心拍時相の異なる複数の受信信号が発生される。発生された複数の受信信号各々は、ＦＦＴ処理にかけられる（ステップＳ４）。これにより心拍時相の異なる複数のドプラ信号が発生される。この心拍時相の異なる複数のドプラ信号からドプラ波形が発生される。発生されたドプラ波形に対してｓＭＡＰが生成され、最高流速値が求められる（ステップＳ５）。求められた最高流速値とこの最高流速値に対応した受信フォーカス位置（受信遅延パターン）とを、データ記憶部２９に記憶する。なお、ステップＳ５においては、受信フォーカス付近を流れる血液量に対応するドプラ波形のトレース像で囲まれた逆流範囲の面積を求めてもよい。このとき、データ記憶部２９には、逆流範囲の面積とこの面積に対応した受信フォーカス位置（受信遅延パターン）とが記憶される。

全ての受信遅延パターンについて、受信遅延加算処理からドプラ波形の発生までの処理が個々の受信遅延パターンについて繰り返される（ステップＳ６）。以上の手順により受信フォーカス深度（受信フォーカス位置）の異なる複数のドプラ波形が発生される。

以下、上記繰り返しについて具体的に説明する。

受信フォーカス位置（受信遅延パターン）の変更は、例えば、２ｃｍごと、１ｃｍごと、０．５ｃｍごとなど、任意の幅で行うことができる。このとき、これらの幅に対応した受信遅延パターンを受信遅延加算処理部２７へ供給し、ステップＳ４の処理を行うことにより、所望の受信フォーカス位置におけるドプラ波形を発生させることができる。変更する幅が狭ければ、上記ステップＳ４および上記ステップＳ５の処理回数が増加するため時間はかかるが、より正確な最高流速値を求めることができる。図２のステップＳ６における受信フォーカス位置の変更の完了とは、例えば、視野深度が１４ｃｍの場合、受信フォーカス位置の変更幅が１ｃｍの等間隔であり、０ｃｍから１４ｃｍまで受信遅延を変更していくとすると、受信フォーカス位置（受信遅延パターン）を１４回変更することである。このとき１５組の受信フォーカス位置と最高流速値との関係が得られる。なお、受信フォーカス付近を流れる血液量に対応するドプラ波形のトレース像で囲まれた逆流範囲の面積とこのときの受信フォーカス位置とを、上記例に適用すると、１５組の受信フォーカス位置と逆流範囲の面積との関係が得られる。

受信フォーカス位置を変更することによって、例えば、図５に示すドプラ波形のトレース像とｓＭＡＰとが得られる場合がある。図５の最高流速値Ｂ’は、図４の最高流速値Ｂよりも最高流速値の値が大きい。また、図５のドプラ波形の包絡線は、図４のドプラ波形の包絡線よりもトレースしやすい波形となっている。このように、データ記憶部２９に記憶された複数の最高流速値とそれぞれの最高流速値に対応する受信フォーカス位置との関係を示した図の一例が、図６である。図６に基づいて複数の受信フォーカス位置に対応する複数の最高流速値の中で最も高い値が、フォーカス位置決定部３０により特定される（ステップＳ７）。なお、最高流速値の最も高い値を求めるとき、図６を作成しなくともことも求めることができる。

また、受信フォーカス位置を変更することによって、複数の逆流範囲の面積とそれぞれの面積に対応する受信フォーカス位置との関係を示した図の一例が、図９である。なお、ステップＳ７として、図９に基づいて面積の最も大きい値（逆流する血流量の最大値）を求めることも可能である。

図６もしくは図９から、ステップＳ７で求められた最高流速値もしくは面積の最大値に対応する受信フォーカス位置Ｒが決定される（ステップＳ８）。図７は、最高流速値の最も高い値における受信フォーカス位置でのドプラ波形と、カラードプラモード上に重ねられた音線マーカーと位置Ｒでのフォーカスマークを示した図である。図７に示すように、噴出している弁口付近の逆流位置（図１１におけるフォーカスマーク）ではなく、弁口から離れた位置に受信フォーカス位置を移動させることにより、ドプラ波形のトレース像がはっきりと現れることがある。この状況は、逆流が一定方向に噴出しているのではなく、１心拍期間内で逆流の方向が変化している（揺らいでいる）場合に顕著である。図８は、音線マーカーを０°とした走査方向の角度と超音波ビームの振幅の平均値とを示す図である。図８における実線は、弁口付近の逆流上に受信フォーカスを決定した図１１における超音波のビームプロファイルの一例である。図８における破線は、弁口から離れた位置（フォーカス深度が深い位置）に受信フォーカスを決定した図７における超音波のビームプロファイルである。破線は実線に比べて、フォーカス深度が深いため、０°付近のメインビームのビーム幅が太くなっている。このようにビーム幅が太くなることは、血流速度に揺らぎのある逆流の場合には有効である。

図２のフローチャートに戻って、受信フォーカス位置（受信遅延パターン）が受信フォーカス位置決定部３０によって決定される（ステップＳ８）と、決定された受信フォーカス位置に対応する受信遅延を、再度受信遅延処理前のエコー信号に対して行い、得られたＳＣＷデータのＦＦＴ解析を行う（ステップＳ９）。なお、あらかじめ内部メモリにＳＣＷデータのＦＦＴ解析（ステップＳ４）の結果を記憶させておき、受信フォーカス位置決定部３０によって決定された受信フォーカス位置と対応するＳＣＷデータのＦＦＴ解析（ステップＳ４）の結果を読み出してもよい。なお、まずステップＳ１で行ったスキャンをプレスキャンとして、受信フォーカス位置決定部３０が受信フォーカス位置を決定する。次に決定された受信フォーカス位置と同じ位置に、送信フォーカス位置を合わせてメインスキャンを実行し、得られたＳＣＷデータのＦＦＴ解析を行ってもよい。決定された受信フォーカス位置において、エコー信号から受信遅延を再度行うのか、あらかじめ記憶させたＦＦＴ解析の結果を読み出すのか、送信フォーカス位置を合わせ再スキャンするのかは、ユーザ指示により選択的である。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。

本超音波診断装置によれば、ユーザが超音波のフォーカス位置を調整することなく、逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値が得られる適切な位置に、超音波のフォーカス位置を設定することができる。これにより、弁疾患患者の重症度を判断するための逆流している血流の最高流速値および血液量の最大値を正確に測定できるようになる。

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。

１０…超音波診断装置、１１…超音波プローブ、１２…装置本体、１３…入力装置、１４…表示部、２０…送受信部、２１…Ｂモードデータ生成部、２２…ドプラ信号発生部、２３…カラードプラデータ生成部、２４…ＳＣＷデータ生成部、２５…システムコントローラ、２６…エコー信号記憶部、２７…受信遅延加算処理部、２８…ドプラ信号解析部、２９…データ記憶部、３０…フォーカス位置決定部、３１…スキャンコンバーター、４０…心電計、１００…従来の超音波診断装置、２０１…レートパルス発生器、２０２…送信遅延回路、２０３…駆動回路、２０４…プリアンプ、２０５…受信遅延回路、２０６…加算器、２１０…包絡線検波器、２１１…対数変換器、２１２…アナログディジタル（Ａ／Ｄ）変換器、２２０…ミキサー、２２１…低域通過フィルタ（ＬＰＦ）、２３０…アナログディジタル（Ａ／Ｄ）変換器、２３１…速度／分散／パワー演算部、２４０…高域通過フィルタ（ＨＰＦ）、２４１…アナログディジタル（Ａ／Ｄ）変換器、２４２…高速フーリエ変換（ＦＦＴ）演算部、

Claims (5)

1. 超音波プローブと、
   前記超音波プローブを介して被検体との間で超音波を送受信する送受信部と、
   前記送受信部により得られた複数のエコー信号を記憶するエコー信号記憶部と、
   前記記憶された複数のエコー信号を遅延加算して複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数の受信信号を発生する受信遅延加算処理部と、
   前記発生された受信信号から前記複数の受信フォーカス位置にそれぞれ対応する複数のドプラ信号を発生するドプラ信号発生部と、
   前記発生された複数のドプラ信号から特定の血流特性を有するドプラ信号を選択し、前記選択したドプラ信号に対応する受信フォーカス位置を決定するフォーカス位置決定部とを具備することを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記フォーカス位置決定部は、前記複数のドプラ信号から血流速が最も高いドプラ信号を選択することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記選択されるドプラ信号は、前記血流の最高流速値の絶対値に基づいて選択されることを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
4. 前記フォーカス位置決定部は、前記複数のドプラ信号から血液量の最大値を有するドプラ信号を選択することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
5. 前記フォーカス位置決定部は、前記被検体の１心拍期間における前記複数のドプラ信号各々の最高流速値それぞれを比較し、該比較した最高流速値の中で最も大きい値を有するドプラ信号を選択することを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。

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