CN117979908A - 超声波诊断系统及超声波诊断系统的工作方法 - Google Patents

超声波诊断系统及超声波诊断系统的工作方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种超声波诊断系统及其工作方法，所述超声波诊断系统在发送由激振脉冲构成的发送信号之后的停止期间，能够使用现有发送电路来进行超声波振子的极化处理，能够在不降低工作流且维持性能的情况下继续检查观察对象部位。由此，超声波诊断系统的控制电路进行控制以生成超声波产生用发送信号及极化处理用发送信号，并且控制发送电路，以将在发送产生至少包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波的发送信号之后与发送超声波产生用发送信号及极化处理用发送信号时产生的声输出值相应的极化处理时间设定在停止期间以内，在极化处理时间内，对至少发送了激振用超声波的多个超声波振子发送极化处理用发送信号来进行极化处理。

Description

超声波诊断系统及超声波诊断系统的工作方法
技术领域
本发明涉及一种实施对观察对象部位的组织的硬度等进行评价的超声波弹性成像时，对去极化的多个超声波振子进行极化处理的超声波诊断系统、及超声波诊断系统的工作方法。
背景技术
作为以经消化道观察胰胆为目的的超声波诊断系统，目前使用在内窥镜的前端部设置超声波观察部的超声波内窥镜。此类超声波诊断系统通过在受检体的体腔内分别驱动多个超声波振子收发超声波来获取受检体的体腔内的超声波图像。该超声波诊断系统需要避免插入到受检体的体腔内的状态下灵敏度降低。
在超声波诊断系统中，多个超声波振子例如由作为压电元件的单晶振子构成，通常在极化状态下使用。由单晶振子构成的超声波振子能够以高灵敏度接收超声波，但随着驱动时间的增加，有可能会发生极化程度降低的去极化现象。若发生去极化现象，则会导致超声波振子的接收灵敏度降低，有可能会影响超声波图像的画质。因此，作为单晶振子的去极化的对策，还已知有通过进行再极化处理(还简称为极化处理)恢复灵敏度的情况。
去极化的风险与振子的厚度即共振频率有关，振子越厚(低频)，风险越低。因此，将使用了单晶振子的振子作为体表用使用时，通过在1～6MHz的低频带使用而避免去极化的风险。
相对于此，在受检体的体腔内驱动各超声波振子来收发超声波时，需要将超声波的频率设定在7～8MHz水平的高频带，因此变成利用厚度相对薄的振子，但振子的厚度越薄，去极化现象的发生风险则越高。因此，厚度薄的振子需要再极化的过程。
因此，到目前为止，一直在进行针对超声波诊断装置中的去极化的技术开发。举一例进行说明，专利文献1中记载的作为压电传感器装置的超声波传感器具有：压电元件，具有压电体及夹持该压电体的一对电极；检测电路，实施检测从压电元件输出的检测信号的检测处理；及专用的极化处理电路，对压电元件施加极化用电压来实施极化处理。在此类结构的专利文献1中记载的超声波传感器中，通过检测电路根据压电元件之间的特性差异来检测去极化，并通过专用的极化处理电路进行极化处理，由此能够恢复极化。另外，极化处理例如在接通电源的时间点、输入实施检测处理的内容的请求信号的时间点(每个接收时间点)、或者检测处理结束后经过规定的待机转移时间的时间点实施。由此，即使在压电元件中产生了去极化现象，也能够对该压电元件进行再极化，由此能够维持压电元件的接收灵敏度。
举另一例，专利文献2中记载的超声波传感器具有压电元件和驱动压电元件的驱动电路。驱动电路通过包括如下工序的驱动波形来驱动压电元件：首先通过第1电位V1维持压电元件的极化的工序、接着至少各赋予一次最大电位VH和最小电位VL而向压电元件发送超声波的工序、接着使压电元件在第2电位V2待机的工序、接着从第2电位V2上升至第3电位V3的工序、接着在压电元件接收超声波期间维持第3电位V3的工序、接着从第3电位V3返回第1电位V1的工序。此类结构的专利文献2中记载的超声波诊断装置通过包括上述6各工序的驱动波形来驱动压电元件，由此能够维持压电元件的极化的同时驱动压电元件。即，专利文献2中记载有设计驱动压电元件的波形来防止去极化的内容。
并且，专利文献3及4中记载的超声波诊断装置具备：超声波内窥镜，具备使用超声波振子阵列向受检体发送超声波并接收超声波的反射波的超声波观察部；及超声波用处理器装置，根据接收信号生成超声波图像，超声波用处理器装置具备：控制电路，未进行用于实施超声波诊断的超声波的发送及反射波的接收的非诊断期间内，对多个超声波振子进行极化处理。在此类结构的专利文献3或4中记载的超声波系统中，能够在与获取超声波图像的时间不同的非诊断时间内，不影响超声波图像的画质并且无需大幅变更现有的电路结构及扩大电路规模的情况下，使用将发送信号发送至超声波内窥镜的超声波振子的现有发送电路进行超声波振子的极化处理。
然而，一直以来，作为评价组织的硬度的方法，有如下进行图像诊断的超声波弹性成像：利用外力使组织变形，根据该变形推测硬度，通过进行图像化或数值化评价组织的硬度。以往的基于手动压迫的超声波弹性成像是将超声波探针按压在观察对象部位并在B模式图像上对观察对象的组织的动向等变形进行观察，变形少则为硬，变形大则为软等用变形大小评价组织的硬度的方法，已知为应变弹性成像(Strain Elastography)。即，应变弹性成像诊断由加压引起的应变(Strain)。
相对于此，近年来，在应变弹性成像中，已知有如下ARFI成像(ARFI Imaging)即ARFI弹性成像(ARFI Elastography)：不是以物理方式按压超声波探针来使观察对象的组织变形，而是利用通过超声波的照射产生向后推动物体的力的物理现象即ARFI(AcousticRadiation Force Impulse：声辐射力脉冲)，使观察对象的组织变形并测定组织的移位，由此评价组织的硬度。
并且，相对于应变弹性成像，还已知有如下剪切波成像(Shear Wave Imaging)即剪切波弹性成像(SWE：Shear Wave Elastography)：利用ARFI，在观察对象的组织内生成剪切弹性波(剪切波)(SW：Shear Wave)，测定该剪切弹性波的传播速度即声速，由此评价组织的硬度。即，剪切波弹性成像测定剪切波的传播速度。
这些ARFI成像及SW成像是通过利用被称为推动脉冲(Push Pulse)的激振脉冲照射强超声波，使组织发生应变并根据组织的移位量或产生于组织的剪切波的声速评价组织的硬度的方法。
并且，专利文献5中记载的超声波系统具有：超声波探针，具有超声波换能器元件的阵列；及发送波束形成器，具有与超声波换能器元件结合的发送通道，在各个发送间隔期间对元件施加非对称发送信号。该超声波系统使用强化探针换能器的极化(polling)的非对称发送信号来驱动超声波探针的元件。此类结构的专利文献5中记载的超声波系统中，为了生成用于测定体内的剪切波的剪切波推动脉冲(Push Pulse)之类的长时间的高能压力波而使用超声波探针的元件时，通过使用非对称波形，能够防止去极化。
以往技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2013-005137号公报(日本专利第5874208号)
专利文献2：日本特开2017-143353号公报
专利文献3：日本特开2020-000601号公报
专利文献4：日本特开2020-000625号公报
专利文献5：日本特表2018-519052号公报
发明内容
发明要解决的技术课题
如上所述，分别记载于专利文献1～5中的超声波传感器、超声波装置、超声波诊断装置及超声波系统中，能够进行再极化来恢复或维持由压电体构成的压电元件、超声波振子及超声波探针的超声波换能器元件等的极化。
然而，如专利文献1中记载的超声波传感器所示，存在如下问题：设置用于进行再极化的专用电路及去极化的检测机构等对于硬件来讲变更元件大，很难搭载于现有的系统。
并且，在专利文献2中记载的超声波传感器中，为了防止去极化并维持极化而在各驱动波形中插入直流成分，由此驱动波形的脉冲长变长，因此存在帧速率降低而有可能影响超声波图像的画质的问题。并且，使用此类驱动波形防止去极化时，存在需要权衡画质与去极化风险的问题。
并且，在专利文献3及4中记载的超声波诊断装置中，若用于获取超声波图像的诊断期间长或频繁设置，则即使能够在非诊断期间进行再极化处理，但其结果还是会导致使超声波振子进行超声波的发送及反射波的接收的时间变长而引起超声波振子的去极化的进展，因此存在需要设置停止基于超声波振子的超声波的发送及反射波的接收并计划超声波振子的再极化的问题。
并且，在再极化过程中通常会使用不同于图像描绘的发送波形，因此超声波输出弱，但上述现有的超声波装置等中，若在扫描中实施，则存在导致帧速率降低的问题。
然而，在实施超声波弹性成像的超声波系统中，若在实施ARFI成像及剪切波成像时发送激振脉冲(以下，还称为推动脉冲)，则会在短时间内对观察对象的组织输入强超声波。关于能够向生物体内输入的时间平均强度，在美国FDA(Food and DrugAdministration：美国食品药品监督管理局)指南中，作为上市前通知510(k)，考虑到对生物体的安全性问题，将衰减空间峰时间平均强度(Ispta.α)规定为720mW/cm2以下。510(k)(https：//www.fda.gov/media/71100/download：Marketing Clearance of DiagnosticUltrasound Systems and Transducers：诊断用超声波系统及换能器的营销许可)
因此，在输出强超声波时，衰减空间峰时间平均强度(Ispta.α)降低，因此需要设置停止期间(冻结区间)。
图13示出了使用剪切波(SW)的例子。发送推动脉冲P1之后，实施用于检测剪切波的超声波(Track Pulse：跟踪脉冲P2)的收发，之后进入停止期间3。在此，图13左侧所示的粗线表示向超声波振子(的压电元件)48发送推动脉冲P1，单点划线表示跟踪脉冲P2的发送，双点划线表示跟踪脉冲P2的反射波P3的接收。并且，发送单一推动脉冲P1(n＝1)或多个同时推动脉冲P1之后到开始发送跟踪脉冲P2为止的推动脉冲发送期间1为0.2～5ms，从跟踪脉冲P2(n＝10000)的发送开始到反射波P3的接收结束为止的跟踪脉冲收发期间2为20ms，从跟踪脉冲P2的反射波P3的接收结束到下一个推动脉冲P1的发送开始为止的期间为停止期间3。
另一方面，利用使用了单晶的超声波振子时，施加强电压会增加去极化的风险，因此需要在推动脉冲之后迅速进行再极化。再极化过程中，会处于探针频带外的脉冲驱动，因此几乎不存在来自元件(超声波振子)的超声波输出，对时间平均强度的影响也可以抑制为较低。
另外，如专利文献5中记载的超声波系统所示，即使施加于超声波换能器元件的发送信号包含推动脉冲，也能够通过设定为非对称的发送信号而维持超声波换能器元件的极化，但通过发送信号的信号波形的振幅非对称性在强化压电材料的极化的方向上生成大电场且在与压电材料的极化对抗而劣化的方向上生成小电场来强化极化。因此，存在需要通过超声波换能器元件的极化来选择信号波形的振幅非对称性的问题。
并且，对超声波换能器元件施加包含推动脉冲的发送信号时，即使能够维持极化，但会导致时间平均强度超过上述限制值，需要设置停止期间，而且根据与时间平均强度相应的停止期间还存在工作流降低的问题。
本发明的目的在于解决上述现有技术的问题点，并为了检查观察对象部位的组织的硬度等状态而提供一种在发送能够生成包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波的由激振脉冲构成的超声波产生用发送信号之后的停止期间，能够使用发送了该发送信号的现有发送电路来进行超声波振子的极化处理，能够在不降低工作流且维持性能的情况下继续检查观察对象部位的超声波诊断系统及超声波诊断系统的工作方法。
用于解决技术课题的手段
为了实现上述目的，本发明的第1方式的超声波诊断系统获取超声波图像，并且使用声辐射压力评价诊断对象的组织的硬度，上述超声波诊断系统具有：超声波观察部，使用排列有多个超声波振子的超声波振子阵列，发送至少包括用于进行基于声辐射压力的组织的激振的激振用超声波在内的超声波且接收来自组织的反射波；及超声波用处理器装置，具备：发送电路，为了从多个超声波振子产生超声波而发送由分别施加于多个超声波振子的驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号；接收电路，输出多个超声波振子所接收的反射波的接收信号；及评价部，根据接收信号评价组织的硬度，超声波用处理器装置还具备：控制电路，使超声波的发送及反射波的接收进行，并且在超声波发送后的所有超声波发送的停止期间内，对利用发送电路发送了超声波的多个超声波振子进行极化处理，控制电路控制发送电路以生成由驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号，且控制发送电路以生成发送到多个超声波振子的极化处理用发送信号，并且，将在发送产生至少包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波的超声波产生用发送信号之后与发送超声波产生用发送信号及极化处理用发送信号时产生的声输出值相应地实施极化处理的极化处理时间设定在停止期间以内，在极化处理时间内，从发送电路对至少发送了激振用超声波的多个超声波振子发送极化处理用发送信号来进行极化处理。
在此，优选的是，控制电路与使用者对组织的操作对应地计算极化处理中的声输出值，并将极化处理时间控制在停止期间以内，以使声输出值成为预先设定的声输出的指标值以下。
并且，优选的是，控制电路根据由驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号的发送时间计算通过超声波的发送而发生的多个超声波振子的去极化的水平，并根据计算出的去极化的水平计算极化处理中的声输出值，与计算出的声输出值相应地将极化处理时间控制在停止期间以内。
并且，优选的是，发送电路向多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为超声波产生用发送信号，从多个超声波振子产生激振用超声波并发送到组织而按压组织使其移位，接收电路接收来自组织的反射波的第1接收信号作为接收信号，评价部根据从第1接收信号获得的超声波图像来计算组织的移位并评价组织的硬度，停止期间是从第1发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
并且，优选的是，发送电路向多个超声波振子的至少一部分由激振脉冲构成的第1发送信号发送作为超声波产生用发送信号，在从多个超声波振子产生激振用超声波并发送到组织而按压组织使其移位之后，接着发送由用于检测组织的移位的检测脉冲构成的第2发送信号来生成检测用超声波并发送到组织，接收电路接收来自组织的检测用超声波的反射波的第2接收信号作为接收信号，评价部根据从第2接收信号获得的超声波图像来计算组织的移位并评价组织的硬度，停止期间是从第2发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
并且，优选的是，发送电路向多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为超声波产生用发送信号，在从多个超声波振子产生激振用超声波并发送到组织而对组织进行激振来产生剪切波之后，接着发送由用于检测剪切波的声速的检测脉冲构成的第3发送信号而生成检测用超声波并发送到产生了剪切波的组织，接收电路接收来自组织的检测用超声波的反射波的第3接收信号作为接收信号，评价部根据第3接收信号计算剪切波的声速并评价组织的硬度，停止期间是从第3发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
并且，优选为还具有用于获取内窥镜图像的内窥镜观察部及具备超声波观察部的超声波内窥镜。
并且，为了实现上述目的，本发明的第2方式的超声波诊断系统的工作方法为获取超声波图像并且使用声辐射压力评价诊断对象的组织的硬度的超声波诊断系统的工作方法，超声波诊断系统具有：超声波观察部，具有排列有多个超声波振子的超声波振子阵列；及超声波用处理器装置，具备向多个超声波振子发送超声波产生用发送信号的发送电路、输出多个超声波振子所接收的反射波的接收信号的接收电路及根据接收信号评价组织的硬度的评价部，上述超声波诊断系统的工作方法具有：第1信号生成步骤，为了从多个超声波振子产生超声波，控制发送电路来生成由分别施加于多个超声波振子的驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号；第1发送步骤，将在发送电路中生成的超声波产生用发送信号发送到多个超声波振子，对多个超声波振子施加驱动脉冲来产生至少包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波，并将产生的超声波发送到组织；输出步骤，由多个超声波振子接收来自被送达了超声波的组织的反射波，从接收电路输出基于多个超声波振子所接收的反射波的接收信号；评价步骤，评价部根据从接收电路输出的接收信号来评价组织的硬度；第2信号生成步骤，为了在超声波发送后的所有超声波发送的停止期间内对发送了超声波的多个超声波振子进行极化处理，控制发送电路来生成发送到多个超声波振子的极化处理用发送信号；设定步骤，将在发送产生至少包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波的超声波产生用发送信号之后的停止期间内与发送超声波产生用发送信号及极化处理用发送信号时产生的声输出值相应地实施极化处理的极化处理时间设定在停止期间以内；及极化步骤，在极化处理时间内，从发送电路对至少发送了激振用超声波的多个超声波振子发送极化处理用发送信号来进行极化处理。
在此，优选的是，在设定步骤中，与使用者对组织的操作对应地计算极化处理中的声输出值，并将极化处理时间设定在停止期间以内，以使声输出值成为预先设定的声输出的指标值以下。
并且，优选的是，在设定步骤中，根据由驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号的发送时间计算通过超声波的发送而发生的多个超声波振子的去极化的水平，并根据计算出的去极化的水平计算极化处理中的声输出值，与计算出的声输出值相应地将极化处理时间控制在停止期间以内。
并且，优选的是，在第1发送步骤中，从发送电路向多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为超声波产生用发送信号来产生激振用超声波并发送到组织而按压组织使其移位，在输出步骤中，通过接收电路接收基于来自组织的反射波的第1接收信号作为接收信号，并从接收电路输出基于反射波的第1接收信号，在评价步骤中，根据通过评价部从第1接收信号获得的超声波图像来计算组织的移位并评价组织的硬度，停止期间是从第1发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
并且，优选的是，在第1发送步骤中，从发送电路向多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为超声波产生用发送信号来产生激振用超声波并发送到组织而按压组织使其移位，超声波诊断系统的工作方法还具有：第3信号生成步骤，在使组织移位之后，接着控制发送电路来生成由用于检测组织的移位的检测脉冲构成的第2发送信号；及第2发送步骤，从发送电路向多个超声波振子发送由检测脉冲构成的第2发送信号，产生检测用超声波并发送到组织，在输出步骤中，通过接收电路接收基于来自组织的检测用超声波的反射波的第2接收信号作为接收信号，在评价步骤中，通过评价部，根据从第2接收信号获得的超声波图像来计算组织的移位并评价组织的硬度，停止期间是从第2发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
并且，优选的是，在第1发送步骤中，从发送电路向多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为超声波产生用发送信号来产生激振用超声波并发送到组织对组织进行激振来产生剪切波，超声波诊断系统的工作方法还具有：第4信号生成步骤，在产生剪切波之后，接着控制发送电路来生成由用于检测剪切波的声速的检测脉冲构成的第3发送信号；及第3发送步骤，从发送电路向多个超声波振子发送由检测脉冲构成的第3发送信号来产生检测用超声波并发送到产生了剪切波的组织，在输出步骤中，通过接收电路接收来自组织的检测用超声波的反射波的第3接收信号作为接收信号，在评价步骤中，通过评价部，根据第3接收信号来计算剪切波的声速并评价组织的硬度，停止期间是从第3发送信号的发送结束后到下一次第1发送信号的发送开始为止的期间。
发明效果
根据本发明，在实施检查观察对象部位的组织的硬度等状态的超声波弹性成像时，在发送能够生成包括产生声辐射压力的激振用超声波在内的超声波的由激振脉冲构成的超声波产生用发送信号之后的停止期间，能够使用发送了该发送信号的现有发送电路来进行超声波振子的极化处理，能够在不降低工作流且维持性能的情况下继续检查观察对象部位。
根据本发明，能够将与发送产生超声波的发送信号及进行极化处理的发送信号时产生的声输出值相应的极化处理时间适当地设定在停止期间内，并能够在所设定的极化处理时间内对超声波振子适当地进行极化处理。
根据本发明，能够在不降低超声波图像的画质的情况下将多个超声波振子的接收灵敏度始终保持良好，因此，能够在不影响超声波图像的画质的情况下始终获得高画质的超声波图像。
并且，根据本发明，由于使用将发送信号发送至超声波内窥镜的超声波振子的现有发送电路来进行多个超声波振子的极化处理，因此能够在无需大幅变更现有的电路结构且无需扩大电路规模的情况下进行超声波振子的极化处理。
根据本发明，能够提供一种具有高灵敏度的超声波内窥镜的超声波诊断系统，该超声波内窥镜即使在采用单晶振子时，也能够以最佳波形对其极化进行再极化，并且，能够提供一种在高灵敏度的超声波内窥镜中能够以最佳波形对单晶振子的极化进行再极化的超声波诊断系统的工作方法。
附图说明
图1是表示本发明的一实施方式所涉及的超声波诊断系统的概略结构的图。
图2是表示图1所示的超声波内窥镜的插入部的前端部及其周边的俯视图。
图3是表示用图2所示的I-I截面剖切了图2所示的超声波内窥镜的插入部的前端部时的截面的图。
图4是表示图1所示的超声波用处理器装置的结构的框图。
图5是表示从图4所示的发送电路发送的推动脉冲、跟踪脉冲及极化用驱动脉冲的发送期间的时序图。
图6A是表示从图4所示的发送电路发送的极化用驱动脉冲的驱动波形的一例的图。
图6B是表示图6A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形的灵敏度与频率的关系的图。
图7A是表示从图4所示的发送电路发送的极化用驱动脉冲的驱动波形的另一例的图。
图7B是表示图6A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形及图7A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形的灵敏度与频率的关系的图。
图8A是表示从图4所示的发送电路发送的极化用驱动脉冲的脉冲波形的另一例的图。
图8B是表示图8A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形的灵敏度与频率的关系的图。
图8C是表示从图4所示的发送电路发送的极化用驱动脉冲的脉冲波形的另一例的图。
图8D是表示图8C所示的极化用驱动脉冲的驱动波形的灵敏度与频率的关系的图。
图9是表示使用了图1所示的超声波诊断系统的诊断处理流程的图。
图10是表示图9所示的诊断步骤的组织的硬度评价步骤的顺序的图。
图11是表示图9所示的诊断步骤的图像生成步骤的顺序的图。
图12是表示显示模式的一例的概念图。
图13是表示在现有的超声波系统中实施了剪切波的一例的图。
具体实施方式
以下，根据附图所示的优选实施方式，对本发明的一实施方式所涉及的超声波诊断系统进行详细说明。
另外，本实施方式为本发明的代表性实施方式，但仅为一例，并不限定本发明。
并且，在本说明书中，使用“～”表示的数值范围是指，将记载于“～”前后的数值作为下限值及上限值而包含的范围。
《超声波诊断系统的概要》
关于本实施方式所涉及的超声波诊断系统10，参考图1对其概要进行说明。图1是表示超声波诊断系统10的概略结构的图。
超声波诊断系统10用于使用超声波获取超声波图像或评价受检体即患者体内的观察对象部位的状态，尤其是组织的硬度来进行诊断(以下，还称为超声波诊断)。尤其，该超声波诊断系统10利用声辐射压力(Acoustic Radiation Pressure)评价观察对象部位(以下，还称为诊断对象)的组织的硬度，能够实施通过评价观察对象部位的硬度来超声波诊断观察对象部位的状态及有无异常的超声波弹性成像(Ultrasonic Elastography)。另外，超声波弹性成像大致分为诊断观察对象部位的组织应变的应变弹性成像和测定观察对象部位的组织的剪切波的传播速度的剪切波弹性成像，在本发明中，两者均能够实施。
在此，观察对象部位是难以从患者的体表侧进行检查的部位，例如为胆囊或胰脏。通过使用超声波诊断系统10，经由患者的体腔即食道、胃、十二指肠、小肠及大肠等消化道，能够对观察对象部位的状态及有无异常进行超声波诊断。
另外，以下说明的超声波诊断系统10具备进行超声波诊断的功能和获取内窥镜图像的功能，但在本发明中，也可以是仅具有进行超声波诊断的功能并仅进行超声波诊断的超声波诊断系统。即，本发明的超声波诊断系统10可以是如下超声波诊断系统：无需具有后述具备超声波观察部36及内窥镜观察部38的超声波内窥镜12，不具有获取内窥镜图像所需的内窥镜观察部38、光源装置18及仅在内窥镜观察时需要的构成元件，能够实施超声波弹性成像，且具有用于获取超声波图像的超声波观察部36、及仅在超声波观察时需要的构成元件。
超声波诊断系统10获取超声波图像及内窥镜图像，如图1所示，具有超声波内窥镜12、超声波用处理器装置14、内窥镜用处理器装置16、光源装置18、显示器20、送水罐21a、抽吸泵21b及操作台100。
超声波内窥镜12是内窥镜观测器，其具备插入于患者体腔内的插入部22、由医生或技师等执刀医生(使用者)操作的操作部24及安装于插入部22的前端部40的超声波振子单元46(参考图2及图3)。执刀医生通过超声波内窥镜12的功能，获取患者的体腔内壁的内窥镜图像及观察对象部位的超声波图像。
在此，“内窥镜图像”为通过光学方法拍摄患者的体腔内壁而获得的图像。并且，“超声波图像”为接收从患者的体腔内朝向观察对象部位发送的超声波的反射波(回波)并通过对该接收信号进行图像化来获得的图像。
另外，关于超声波内窥镜12，将在后面进行详细说明。
超声波用处理器装置14经由通用塞绳26及设置于其端部的超声波用连接器32a与超声波内窥镜12连接。超声波用处理器装置14控制超声波内窥镜12的超声波振子单元46来发送产生用于进行诊断对象的组织的激振的声辐射压力的激振用超声波，根据需要还发送用于检测组织的应变或产生于组织中的剪切波的检测用超声波等超声波。并且，超声波用处理器装置14对超声波振子单元46接收了所发送的超声波的反射波(回波)时的接收信号进行图像化来生成超声波图像。
另外，关于超声波用处理器装置14，将在后面进行详细说明。
内窥镜用处理器装置16经由通用塞绳26及设置于其端部的内窥镜用连接器32b与超声波内窥镜12连接。内窥镜用处理器装置16获取通过超声波内窥镜12(具体而言是后述固体摄像元件86)拍摄的观察对象相邻部位的图像数据，并对所获取的图像数据实施规定的图像处理来生成内窥镜图像。
在此，“观察对象相邻部位”是指，在患者的体腔内壁中，位于与观察对象部位相邻的位置的部分。
另外，在本实施方式中，超声波用处理器装置14及内窥镜用处理器装置16由分别设置的2台装置(计算机)构成。然而，并不限定于此，也可以由一台装置来构成超声波用处理器装置14及内窥镜用处理器装置16这两者。
光源装置18经由通用塞绳26及设置于其端部的光源用连接器32c与超声波内窥镜12连接。光源装置18在使用超声波内窥镜12来拍摄观察对象相邻部位时，照射由红色光、绿色光及蓝色光这三原色光构成的白色光或特定波长光。光源装置18照射的光通过内置于通用塞绳26的光导件(未图示)而在超声波内窥镜12内传播，并从超声波内窥镜12(具体而言是后述照明窗88)射出。由此，观察对象相邻部位被来自光源装置18的光照射。
显示器20与超声波用处理器装置14及内窥镜用处理器装置16连接，并显示由超声波用处理器装置14生成的超声波图像及由内窥镜用处理器装置16生成的内窥镜图像。作为超声波图像及内窥镜图像的显示方式，可以是切换任一个图像来显示于显示器20的方式，也可以是同时显示两个图像的方式。超声波图像及内窥镜图像的显示模式将在后面进行说明。
另外，在本实施方式中，在一台显示器20中显示超声波图像及内窥镜图像，但也可以单独设置超声波图像显示用的显示器及内窥镜图像显示用的显示器。并且，显示器20以外的显示方式例如也可以以显示于执刀医生所携带的终端的显示器的方式显示超声波图像及内窥镜图像。
操作台100是为了在进行超声波诊断时输入执刀医生所需的信息或对超声波用处理器装置14进行开始超声波诊断的命令等而设置的装置。操作台100例如由键盘、鼠标、追踪球、触控板及触摸面板等构成。对操作台100进行操作时，超声波用处理器装置14的CPU(控制电路)152(参考图4)与其操作内容相应地控制装置各部(例如，后述的接收电路142及发送电路144)。
具体而言，执刀医生在开始超声波诊断的前阶段，通过操作台100输入检查信息(例如，包含年月日及单号等检查单信息、包含患者ID及患者名称等的患者信息、以及检查内容及检查对象部位的信息)。完成检查信息的输入之后，执刀医生通过操作台100发出开始超声波诊断的命令时，超声波用处理器装置14的CPU152控制超声波用处理器装置14各部，以根据所输入的检查信息实施超声波诊断。
并且，执刀医生在实施超声波诊断时，能够通过操作台100设定各种控制参数。作为控制参数，例如可举出实况模式及冻结模式的选择结果、显示深度(深度)的设定值及超声波图像生成模式的选择结果等。
在此，“实况模式”为依次显示(实时显示)以规定的帧速率获得的超声波图像(动态图像)的模式。“冻结模式”为从后述的电影存储器150读取过去所生成的超声波图像(动态图像)的1帧图像(静态图像)并显示的模式。
在本实施方式中，存在多个可选择的超声波图像生成模式，具体而言是B(Brightness：亮度)模式、CF(Color Flow：彩色血流)模式及PW(Pulse Wave：脉冲波)模式。B模式为将超声波回波的振幅转换为亮度而显示断层图像的模式。CF模式为将平均血流速度、血流变动、血流信号的强度或血流动力等映射为各种颜色而重叠显示于B模式图像的模式。PW模式为显示根据脉冲波的收发而检测的超声波回波源的速度(例如，血流速度)的模式。
另外，上述超声波图像生成模式仅仅是一例，可以包含除了上述三种模式以外的模式，例如A(Amplitude：振幅)模式、M(Motion：运动)模式及造影模式等，还可以包含获得多普勒图像的模式。
然而，如上所述，在本实施方式中，执刀医生当然能够通过操作台100选择超声波弹性成像作为用于超声波诊断的检查。
《超声波内窥镜12的结构》
接着，参考上述图1及图2～图4，对超声波内窥镜12的结构进行说明。图2是放大示出超声波内窥镜12的插入部22的前端部及其周边的俯视图。图3是表示用图2所图示的I-I截面剖切了超声波内窥镜12的插入部22的前端部40时的剖视图。
如前述，超声波内窥镜12具有插入部22及操作部24。如图1所示，插入部22从前端侧(自由端侧)依次具备前端部40、弯曲部42及软性部43。如图2所示，在前端部40设置有超声波观察部36及内窥镜观察部38。如图3所示，在超声波观察部36配置有具备多个超声波振子48的超声波振子单元46。
并且，如图2所示，在前端部40设置有处置器具导出口44。处置器具导出口44成为钳子、穿刺针或高频刀等处置器具(未图示)的出口。并且，处置器具导出口44还成为抽吸血液及体内污物等抽吸物时的抽吸口。
弯曲部42为连接设置于比前端部40更靠基端侧(与设置有超声波振子单元46的侧相反的一侧)的部分，且弯曲自如。软性部43为连结弯曲部42与操作部24之间的部分，具有挠性且以细长延伸的状态设置。
在插入部22及操作部24各自的内部分别形成有多个送气送水用管路及抽吸用管路。而且，在插入部22及操作部24各自的内部形成有一端通往处置器具导出口44的处置器具通道45。
接着，在超声波内窥镜12的构成元件中，对超声波观察部36、内窥镜观察部38、送水罐21a、抽吸泵21b及操作部24进行详细说明。
(超声波观察部)
超声波观察部36是为了获取超声波图像而设置的部分，在插入部22的前端部40中配置于前端侧。如图3所示，超声波观察部36具备超声波振子单元46、多个同轴电缆56及FPC(Flexible Printed Circuit：挠性印制电路)60。
超声波振子单元46相当于超声波探头(探针)，在患者的体腔内，使用排列有后述多个超声波振子48的超声波振子阵列50发送超声波，且接收在观察对象部位反射的超声波的反射波(回波)来输出接收信号。本实施方式所涉及的超声波振子单元46为凸型，以放射状(圆弧状)发送超声波。然而，超声波振子单元46的种类(型式)并不限定于此，只要能够收发超声波，则可以是其他种类，例如可以是扇型、直线型及径向型等。
如图3所示，超声波振子单元46通过层叠背衬材料层54、超声波振子阵列50、声匹配层74及声透镜76而构成。
超声波振子阵列50由以一维阵列状排列的多个超声波振子48(超声波换能器)构成。更具体而言，超声波振子阵列50通过N个(例如，N＝128)超声波振子48沿前端部40的轴线方向(插入部22的纵轴方向)以凸曲状等间隔排列而构成。另外，超声波振子阵列50也可以构成为将多个超声波振子48以二维阵列状配置。
N个超声波振子48的每一个通过在压电元件即单晶振子的两面配置电极来构成。作为单晶振子，可使用水晶、铌酸锂、铌镁酸铅(PMN)、铌镁酸铅-钛酸铅(PMN-PT)、锌铌酸铅(PZN)、锌铌酸铅-钛酸铅(PZN-PT)、铟铌酸铅(PIN)、钛酸铅(PT)、钽酸锂、硅酸镓镧(langasite)及氧化锌中的任一种。
电极由对多个超声波振子48的每一个单独设置的单独电极(未图示)及在多个超声波振子48中通用的振子接地电极(未图示)构成。并且，电极经由同轴电缆56及FPC60与超声波用处理器装置14电连接。
另外，本实施方式所涉及的超声波振子48出于获取患者的体腔内的超声波图像的理由，需要以7MHz～8MHz水平的较高频率驱动(振动)。因此，构成超声波振子48的压电元件的厚度设计得较薄，例如为75μm～125μm，优选为90μm～110μm。
脉冲状的驱动电压即诊断用驱动脉冲作为输入信号(发送信号)，从超声波用处理器装置14通过同轴电缆56供给至各超声波振子48。若该驱动电压施加于超声波振子48的电极，则压电元件伸缩而超声波振子48进行驱动(振动)。其结果，从超声波振子48输出脉冲状的超声波。此时，从超声波振子48输出的超声波的振幅成为与该超声波振子48输出超声波时的强度(输出强度)相应的大小。在此，输出强度被定义为从超声波振子48输出的超声波的声压的大小。
并且，作为驱动脉冲，本实施方式所涉及的超声波振子48不仅发送用于实施超声波弹性成像的输出强超声波的推动脉冲等激振脉冲来产生激振用超声波，还发送用于检测通过由激振用超声波引起的观察对象部位的组织的移位(应变)或由激振用超声波引起的观察对象部位的组织的激振而产生的作为横波的剪切弹性波即剪切波(Shear Wave)的跟踪脉冲等检测脉冲来产生检测用超声波。
并且，接收到超声波的反射波(回波)时，各超声波振子48伴随于此进行振动(驱动)，各超声波振子48的压电元件产生电信号。实施超声波弹性成像时，各超声波振子48所接收的反射波可以是从收到通过激振脉冲产生的激振用超声波而被按压移位的观察对象部位的组织直接反射的反射波，也可以是通过用于检测收到激振用超声波而被按压移位的观察对象部位的组织的移位(应变)的检测脉冲而产生的检测用超声波的反射波，还可以是用于检测在收到激振用超声波而被激振的观察对象部位的组织中产生的剪切波(ShearWave)的检测用超声波的反射波。
各超声波振子48所产生的电信号作为超声波的接收信号，从各超声波振子48向超声波用处理器装置14输出。此时，从超声波振子48输出的电信号的大小(电压值)成为与该超声波振子48接收了超声波时的接收灵敏度相应的大小。在此，接收灵敏度被定义为相对于超声波振子48发送的超声波的振幅，该超声波振子48接收并输出超声波的电信号的振幅比。
在本实施方式中，通过利用多工器140(参考图4)等电子开关依次驱动N个超声波振子48，超声波在沿着配置有超声波振子阵列50的曲面的扫描范围例如自曲面的曲率中心起数十mm左右的范围内进行扫描。更具体而言，作为超声波图像获取B模式图像(断层图像)时，通过多工器140的开口通道选择，对N个超声波振子48中连续排列的m个(例如，m＝N/2)的超声波振子48(以下，称为驱动对象振子)供给驱动电压。由此，m个驱动对象振子被驱动，从开口通道的各驱动对象振子输出超声波。从m个驱动对象振子输出的超声波立即被合成，该合成波(超声波束)朝向观察对象部位发送。然后，m个驱动对象振子的每一个接收在观察对象部位反射的超声波(回波)，并输出与在该时间点的接收灵敏度相应的电信号(接收信号)。
而且，将N个超声波振子48中的驱动对象振子的位置每次错开一个(每次错开一个超声波振子48)而重复进行上述一系列工序(即，驱动电压的供给、超声波的收发及电信号的输出)。具体而言，从N个超声波振子48中以位于一端的超声波振子48为中心的其两侧的m个驱动对象振子开始上述一系列工序。而且，在每次通过由多工器140切换开口通道而错开驱动对象振子的位置时，重复上述一系列工序。最终，重复实施共计N次的上述一系列工序，直至到达N个超声波振子48中以位于另一端的超声波振子48为中心的其两侧的m个驱动对象振子。
背衬材料层54从背面侧支承超声波振子阵列50的各超声波振子48。并且，背衬材料层54具有如下功能：使从超声波振子48发射的超声波或在观察对象部位反射的超声波(回波)中传播到背衬材料层54侧的超声波衰减。另外，背衬材料由硬质橡胶等具有刚性的材料构成，并且根据需要添加有超声波衰减材料(铁氧体及陶瓷等)。
声匹配层74重叠于超声波振子阵列50上，为了获取患者的人体与超声波振子48之间的声阻抗匹配而设置。通过设置有声匹配层74，能够提高超声波的透射率。作为声匹配层74的材料，能够使用声阻抗的值与超声波振子48的压电元件相比，更接近患者的人体的声阻抗的值的有机材料。具体而言，作为声匹配层74的材料，可举出环氧系树脂、硅橡胶、聚酰亚胺及聚乙烯等。
重叠于声匹配层74上的声透镜76使从超声波振子阵列50发射的超声波朝向观察对象部位会聚。另外，声透镜76例如由硅系树脂(混炼型硅橡胶(HTV橡胶)、液状硅橡胶(RTV橡胶)等)、丁二烯系树脂及聚氨酯系树脂等构成，并且根据需要混合氧化钛、氧化铝或二氧化硅等粉末。
FPC60与各超声波振子48所具备的电极电连接。多个同轴电缆56的每一个通过其一端配线于FPC60。而且，超声波内窥镜12经由超声波用连接器32a与超声波用处理器装置14连接时，多个同轴电缆56的每一个通过其另一端(与FPC60侧相反的一侧)与超声波用处理器装置14电连接。
而且，在本实施方式中，超声波内窥镜12具备内窥镜侧存储器58(参考图4)。内窥镜侧存储器58可以在超声波诊断时存储多个超声波振子48的驱动时间。严格来讲，内窥镜侧存储器58可以存储多个超声波振子48中的驱动对象振子的累计驱动时间。可以将累计驱动时间超出了规定值的超声波振子48从驱动对象振子移除，并对移除的超声波振子48实施极化处理。
另外，在本实施方式中，将超声波诊断的实施期间即开始获取超声波图像(动态图像)到结束为止的期间(更具体而言是在实况模式下实施了超声波诊断的时间)作为累计驱动时间，但并不限定于此，也可以将向驱动对象振子供给驱动电压的时间作为累计驱动时间。
在超声波内窥镜12与超声波用处理器装置14连接的状态下，超声波用处理器装置14的CPU152还能够访问内窥镜侧存储器58并读取存储于内窥镜侧存储器58的累计驱动时间。并且，超声波用处理器装置14的CPU152可以将存储于内窥镜侧存储器58的累计驱动时间改写成默认值，或者在累计驱动时间随超声波诊断的实施而改变时更新为新的累计驱动时间。
(内窥镜观察部)
内窥镜观察部38是为了获取内窥镜图像而设置的部分，在插入部22的前端部40中配置于比超声波观察部36更靠基端侧的位置。如图2～图3所示，内窥镜观察部38由观察窗82、物镜84、固体摄像元件86、照明窗88、清洗喷嘴90及配线电缆92等构成。
观察窗82在插入部22的前端部40中以相对于轴线方向(插入部22的纵轴方向)倾斜的状态安装。从观察窗82入射而在观察对象相邻部位反射的光通过物镜84成像于固体摄像元件86的成像面。
固体摄像元件86对透射观察窗82及物镜84而成像于成像面的观察对象相邻部位的反射光进行光电转换并输出摄像信号。作为固体摄像元件86，能够利用CCD(chargecoupled device：电荷耦合器件)及CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor：互补金属氧化物半导体)等。通过固体摄像元件86输出的摄像图像信号经由从插入部22延伸设置至操作部24的配线电缆92通过通用塞绳26传输至内窥镜用处理器装置16。
照明窗88设置于观察窗82的两侧位置。在照明窗88中连接有光导件(未图示)的射出端。光导件从插入部22延伸设置至操作部24，其入射端与经由通用塞绳26连接的光源装置18连接。通过光源装置18发出的照明光在光导件中传播，并从照明窗88照向观察对象相邻部位。
清洗喷嘴90是为了清洗观察窗82及照明窗88的表面而形成于插入部22的前端部40的喷出孔，空气或清洗用液体从清洗喷嘴90朝向观察窗82及照明窗88喷出。另外，在本实施方式中，从清洗喷嘴90喷出的清洗用液体为水，尤其为脱气水。然而，清洗用液体并没有特别限定，也可以是其他液体，例如普通的水(未脱气的水)。
(送水罐及抽吸泵)
送水罐21a为储存脱气水的罐，并且通过送气送水用软管34a与光源用连接器32c连接。另外，脱气水可用作从清洗喷嘴90喷出的清洗用液体。
抽吸泵21b通过处置器具导出口44抽吸体腔内的抽吸物(包含以清洗用供给的脱气水)。抽吸泵21b通过抽吸用软管34b与光源用连接器32c连接。另外，超声波诊断系统10也可以具备对规定的送气目的地供给空气的送气泵等。
在插入部22及操作部24内设置有处置器具通道45及送气送水管路(未图示)。
处置器具通道45连通设置于操作部24的处置器具插入口30与处置器具导出口44之间。并且，处置器具通道45与设置于操作部24的抽吸按钮28b连接。抽吸按钮28b除了处置器具通道45以外，还与抽吸泵21b连接。
送气送水管路在其一端侧与清洗喷嘴90连通，在另一端侧与设置于操作部24的送气送水按钮28a连接。送气送水按钮28a除了送气送水管路以外，还与送水罐21a连接。
(操作部)
操作部24是在开始超声波诊断时、诊断中及诊断结束时等由执刀医生操作的部分，在其一端连接有通用塞绳26的一端。并且，如图1所示，操作部24具有送气送水按钮28a、抽吸按钮28b、一对弯角钮29及处置器具插入口(钳子口)30。
若转动一对各弯角钮29的每一个，则弯曲部42被远程操作而弯曲变形。通过该变形操作，能够使设置于超声波观察部36及内窥镜观察部38的插入部22的前端部40朝向所期望的方向。
处置器具插入口30是为了插入贯通钳子等处置器具(未图示)而形成的孔，且经由处置器具通道45与处置器具导出口44连通。插入于处置器具插入口30的处置器具通过处置器具通道45之后从处置器具导出口44导入于体腔内。
送气送水按钮28a及抽吸按钮28b为两档切换式的按钮，且为了切换设置于插入部22及操作部24各自的内部的管路的开闭而操作。
《超声波用处理器装置的结构》
超声波用处理器装置14使超声波振子单元46收发超声波，且对在接收超声波时由超声波振子48(具体而言是驱动对象元件)输出的接收信号进行图像化来生成超声波图像。并且，超声波用处理器装置14将所生成的超声波图像显示于显示器20。
而且，在本实施方式中，超声波用处理器装置14对N个超声波振子48中的极化对象振子供给极化用电压而对极化对象振子进行极化。通过执行该极化处理，能够对由于重复实施超声波诊断而去极化的超声波振子48进行再极化，由此，能够使超声波振子48对超声波的接收灵敏度恢复到良好的水平。
如图4所示，超声波用处理器装置14具有多工器140、接收电路142、发送电路144、A/D转换器146、ASIC(Application Specific Integrated Circuit：专用集成电路)148、电影存储器150、CPU(Central Processing Unit：中央处理器)152及DSC(Digital ScanConverter：数字扫描转换器)154。
接收电路142及发送电路144与超声波内窥镜12的超声波振子阵列50电连接。多工器140从N个超声波振子48中最多选择m个驱动对象振子，并且使其通道开口。
发送电路144由FPGA(现场可编程门阵列)、脉冲发生器(脉冲发生电路158)及SW(开关)等构成，并且与MUX(多工器140)连接。另外，也可以使用ASIC(专用集成电路)来代替FPGA。
发送电路144是为了从超声波振子单元46发送超声波而按照从CPU152传送过来的控制信号对通过多工器140选择的驱动对象振子供给超声波发送用驱动电压的电路。驱动电压为脉冲状的电压信号(发送信号)，且经由通用塞绳26及同轴电缆56施加于驱动对象振子的电极。
发送电路144具有根据控制信号而生成发送信号的脉冲发生电路158，通过CPU152的控制，使用脉冲发生电路158生成驱动多个超声波振子48而产生超声波的发送信号并供给至多个超声波振子48。
并且，通过CPU152的控制进行超声波诊断时，发送电路144使用脉冲发生电路158生成具有用于进行超声波诊断的驱动电压的超声波产生用发送信号。在此，为了实施超声波弹性成像，作为超声波产生用发送信号，发送电路144的脉冲发生电路158需要生成由在超声波振子48中产生激振用超声波的激振脉冲即推动脉冲构成的第1发送信号。并且，作为在超声波振子48中产生检测用超声波的超声波产生用发送信号，脉冲发生电路158还需要生成由用于检测因基于推动脉冲的激振用超声波而在诊断对象的组织中产生的应变的检测脉冲构成的第2发送信号、或由用于测定因基于推动脉冲的激振用超声波而在诊断对象的组织中产生的剪切波的传播速度的检测脉冲构成的第3发送信号。
并且，通过CPU152的控制，仅将基于推动脉冲的激振用超声波发送到诊断对象的组织之后或者将激振用超声波及基于检测脉冲的检测用超声波发送到诊断对象的组织之后进行极化处理时，使用与生成超声波产生用发送信号时相同的脉冲发生电路158，生成具有用于进行极化处理的极化用电压的极化处理用发送信号。
另外，将由推动脉冲构成的第1发送信号发送到超声波振子48时，在超声波振子48中产生的激振用超声波被发送到诊断对象的组织，由此使组织移位而产生应变或对组织进行激振而产生剪切波。此时，超声波振子48接收对应于激振用超声波的、来自产生了应变的组织的反射波(回波)来产生第1接收信号。
然而，将由检测脉冲构成的第2发送信号及第3发送信号发送到超声波振子48时，分别从超声波振子48产生的检测用超声波被发送到产生了应变的组织及产生了剪切波的组织，超声波振子48接收分别对应于检测用超声波的、来自产生了应变的组织的反射波(回波)及与来自产生了剪切波的组织的剪切波相应的反射波(回波)来产生第2接收信号及第3接收信号。
接收电路142是接收从接收了超声波(回波)的驱动对象振子输出的电信号即接收信号的电路。接收电路142接收分别从超声波振子48产生的、来自产生了应变的组织的激振用超声波的反射波的第1接收信号、来自产生了应变的组织的检测用超声波的反射波的第2接收信号或来自产生了剪切波的组织的检测用超声波的反射波的第3接收信号。
并且，接收电路142按照从CPU152传送过来的控制信号放大从超声波振子48接收的接收信号，并将放大后的信号传递至A/D转换器146。A/D转换器146与接收电路142连接，且将从接收电路142接收的接收信号从模拟信号转换为数字信号，并将转换后的数字信号输出至ASIC148。
ASIC148与A/D转换器146连接，如图4所示，构成相位匹配部160、B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164、CF模式图像生成部166、评价部168及存储控制器151。
另外，在本实施方式中，通过ASIC148之类的硬件电路实现上述功能(具体而言，相位匹配部160、B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164、CF模式图像生成部166、评价部168及存储控制器151)，但并不限定于此。也可以通过使中央运算装置(CPU)与用于执行各种数据处理的软件(计算机程序)联动来实现上述功能。
相位匹配部160执行对通过A/D转换器146进行了数字信号化的接收信号(接收数据)附加延迟时间而进行整相相加(使接收数据的相位匹配之后进行加法运算)的处理。通过整相相加处理，生成超声波回波的焦点缩小的声线信号。
B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164及CF模式图像生成部166根据在超声波振子单元46接收到超声波(回波)时多个超声波振子48中的驱动对象振子所输出的电信号(严格来讲，通过对接收数据进行整相相加而生成的音频信号)，生成超声波图像。
B模式图像生成部162为生成患者内部(体腔内)的断层图像即B模式图像的图像生成部。B模式图像生成部162通过STC(Sensitivity Time gain Control：灵敏度时间控制)，与超声波的反射位置的深度相应地对依次生成的声线信号实施由传播距离引起的衰减的校正。并且，B模式图像生成部162对校正后的声线信号实施包络检波处理及Log(对数)压缩处理而生成B模式图像(图像信号)。
PW模式图像生成部164为生成显示规定方向上的血流速度的图像的图像生成部。PW模式图像生成部164在由相位匹配部160依次生成的声线信号中，对相同方向上的多个声线信号实施高速傅里叶变换，由此提取频率成分。然后，PW模式图像生成部164根据所提取的频率成分计算血流速度，并生成显示计算出的血流速度的PW模式图像(图像信号)。
CF模式图像生成部166为生成显示规定方向上的血流的信息的图像的图像生成部。CF模式图像生成部166求出在通过相位匹配部160依次生成的声线信号中相同方向上的多个声线信号的自相关，由此生成显示与血流相关的信息的图像信号。然后，CF模式图像生成部166根据上述图像信号，生成对通过B模式图像生成部162生成的B模式图像信号叠加了与血流相关的信息的作为彩色图像的CF模式图像(图像信号)。
评价部168根据超声波振子单元46接收到反射波(超声波回波)时多个超声波振子48中的驱动对象振子所输出的电信号(严格来讲，通过对接收数据进行整相相加而生成的音频信号)，评价诊断对象的组织的硬度。
评价部168例如根据通过B模式图像生成部162生成的B模式超声波图像计算诊断对象的组织的移位(应变)来评价组织的硬度，上述超声波图像在接收电路142接收了第1接收信号时为从第1接收信号获得的超声波图像，在接收了第2接收信号时为从第2接收信号获得的超声波图像。并且，评价部168在接收电路142接收了第3接收信号时，根据第3接收信号计算在诊断对象的组织中产生的剪切波的声速来评价组织的硬度。
关于这些硬度的评价，能够参考以下URL来进行。
https：//www.jstage.jst.go.jp/article/mit/32/2/32_75/_pdf
存储控制器151将B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164或CF模式图像生成部166所生成的图像信号存储于电影存储器150。
DSC154与ASIC148连接，并且将B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164或CF模式图像生成部166所生成的图像的信号转换为遵循常规电视信号的扫描方式的图像信号(光栅转换)，并对图像信号实施灰度处理等各种必要的图像处理之后输出至显示器20。
电影存储器150具有用于积蓄1帧量或数帧量的图像信号的容量。ASIC148所生成的图像信号输出至DSC154，另一方面，通过存储控制器151也存储于电影存储器150。当为冻结模式时，存储控制器151读取存储于电影存储器150的图像信号并输出至DSC154。由此，在显示器20中可显示基于从电影存储器150读取的图像信号的超声波图像(静态图像)。
CPU152作为控制超声波用处理器装置14的各部的控制部(控制电路)发挥作用，与接收电路142、发送电路144、A/D转换器146及ASIC148连接并控制这些设备。具体而言，CPU152与操作台100连接，并且按照通过操作台100输入的检查信息及控制参数等控制超声波用处理器装置14各部。
并且，超声波内窥镜12经由超声波用连接器32a与超声波用处理器装置14连接时，CPU152通过PnP(Plug and Play：即插即用)等方式自动识别超声波内窥镜12。然后，CPU152还能够访问超声波内窥镜12的内窥镜侧存储器58并读取存储于内窥镜侧存储器58的累计驱动时间。
而且，CPU152可以在超声波诊断结束时访问内窥镜侧存储器58并将存储于内窥镜侧存储器58的累计驱动时间更新为对其加上紧前实施的超声波诊断所需的时间量而得的值。
另外，在本实施方式中，在超声波内窥镜12中存储累计驱动时间，但并不限定于此，也可以在超声波用处理器装置14侧，按每个超声波内窥镜12存储累计驱动时间。
然而，以往，如上所述在超声波诊断的实施期间内，在脉冲发生电路158中生成激振脉冲(推动脉冲)并从发送电路144分别供给至超声波振子阵列50的多个超声波振子48而在短时间内产生强激振用超声波来输出到诊断对象的组织时，由于衰减空间峰时间平均强度(以下，还简称为时间平均强度)Ispta.α变高或时间平均强度Ispta.α超出美国FDA的限制值720mW/cm2，或者存在超出的可能性，因此在短时间内输出强激振用超声波之后，设置了停止期间(冻结期间)。
并且，将推动脉冲供给至多个超声波振子48而在短时间内产生强激振用超声波并输出至诊断对象的组织之后，进一步继续在脉冲发生电路158中生成检测脉冲(以下，还称为跟踪脉冲)并从发送电路144分别供给至多个超声波振子48而向组织输出检测用超声波时，时间平均强度Ispta.α进一步变高，因此输出检测用超声波之后，设置了停止期间(冻结期间)的情况为如上所述。
如此，在评价诊断对象的组织的硬度的超声波诊断的实施期间内，从多个超声波振子48在短时间内向组织输出强激振用超声波之后或在短时间内输出强激振用超声波并进一步继续向组织输出检测用超声波之后，衰减空间峰时间平均强度Ispta.α变高而超出美国FDA的限制值720mW/cm2或存在超出的可能性，因此需要设置停止期间(冻结期间)，并引发了超声波诊断的帧速率降低。
然而，在本发明中，为了在该停止期间内降低时间平均强度Ispta.α，控制发送电路144(脉冲发生电路158)来生成脉冲状的驱动电压即极化用驱动脉冲并分别供给至超声波振子阵列50的多个超声波振子48，由此进行各超声波振子48的极化处理。
更具体而言，CPU152与发送电路144的脉冲发生电路158连接，在超声波诊断的实施期间内，在脉冲发生电路158中生成激振脉冲(推动脉冲)并从发送电路144分别供给至超声波振子阵列50的多个超声波振子48而在短时间内产生强激振用超声波并输出至诊断对象的组织之后、或将推动脉冲供给至多个超声波振子48并进一步继续在脉冲发生电路158中生成检测脉冲(跟踪脉冲)而从发送电路144分别供给至多个超声波振子48，产生激振用超声波并接着产生检测用超声波来依次输出至诊断对象的组织之后，不进行推动脉冲的发送也不进行跟踪脉冲的发送，因此，在不进行激振用超声波的输出也不进行检测用超声波的输出的停止期间内，控制发送电路144(脉冲发生电路158)来生成脉冲状的驱动电压即极化用驱动脉冲并分别供给至超声波振子阵列50的多个超声波振子48来进行各超声波振子48的极化处理。
另外，在本发明中，极化用驱动脉冲通过生成用于对诊断对象的组织进行激振使其移位或产生剪切波的推动脉冲及用于检测基于组织移位的应变或剪切波的跟踪脉冲、或用于获取诊断对象的超声波图像的图像用驱动脉冲等诊断用驱动脉冲的发送电路144生成。即，发送电路144具有与现有发送电路相同的电路结构，而不需要用于生成极化用驱动脉冲的新的电路结构。
在此，发送电路144具有能够设定推动脉冲及跟踪脉冲的硬度评价用驱动电压、或图像用驱动脉冲的图像用驱动电压及极化用驱动脉冲的极化用驱动电压中的至少2个驱动电压的可设定电压范围。在评价组织的硬度时，设定成可设定电压范围内的硬度评价用驱动电压，在获取超声波图像时，设定成可设定电压范围内的图像用驱动电压，在进行极化处理时，即使是相同的可设定电压范围内的硬度评价用驱动电压和图像用驱动电压，也都设定为不同的极化用驱动电压。另外，在本发明中，极化用驱动电压优选设定为比硬度评价用驱动电压和图像用驱动电压都高的电压，更优选设定为可设定电压范围内的更高的电压，最优选设定为上限电压。
并且，极化用驱动脉冲(主瓣：main lobe)是与推动脉冲及跟踪脉冲、以及图像用驱动脉冲等诊断用驱动脉冲所具有的探针频带不同频带的驱动脉冲。
因此，极化处理时施加于超声波振子48的驱动电压与组织的硬度评价时及超声波图像的获取时等超声波诊断时施加于超声波振子48的诊断用驱动电压不同，可以说是更高的电压。并且，极化处理时施加于超声波振子48的极化用驱动脉冲波通过与组织的硬度评价时及超声波图像的获取时等超声波诊断时施加于超声波振子48的推动脉冲波及跟踪脉冲波、以及图像用驱动脉冲波等诊断用驱动脉冲波相同的发送电路144生成，是与推动脉冲波及跟踪脉冲波、以及图像用驱动脉冲波等诊断用驱动脉冲波相同的可设定电压范围内的不同的极化用驱动电压，可以说是与用于超声波诊断的探针频带不同频率的驱动脉冲。如此，在进行极化处理的再极化过程中，如上所述，极化用驱动电压高于诊断用驱动电压，但极化用驱动脉冲是与诊断用驱动脉冲的探针频带不同频率的驱动脉冲，因此从进行极化处理的超声波振子48几乎不会输出超声波，可以说将对空间峰时间平均强度的影响抑制为较低。
从以上内容可知，本发明使用具有现有发送电路结构且与超声波诊断相同的驱动脉冲输出用发送电路144，输出与用于超声波诊断的诊断用驱动脉冲相同的可设定电压范围内的驱动电压且与探针频带不同频率的极化用驱动脉冲，在组织的硬度评价时的推动脉冲的施加后、或在推动脉冲的施加及随后的跟踪脉冲的施加后的停止期间内，进行超声波内窥镜12的超声波振子48的极化处理。
极化用驱动电压极化用驱动脉冲的驱动电压的大小(电压值或电位)在发送电路144的可设定电压范围内，与连接于超声波用处理器装置14的超声波内窥镜12所具有的超声波振子48的规格(具体而言是超声波振子48的厚度及材质)相应地，设定成CPU152满足可获得再极化效果的条件的适当的值。并且，极化用驱动脉冲的驱动电压的供给时间需要是推动脉冲的发送后、或推动脉冲的发送及随后的跟踪脉冲的发送后的完全不生成驱动脉冲的停止期间内的时间，与超声波振子48的状态尤其是影响衰减空间峰时间平均强度的驱动脉冲发送后在超声波振子48中产生的衰减空间峰时间平均声输出的值相应地，或者进一步与累计驱动时间及超声波振子48的规格(具体而言是超声波振子48的厚度及材质)相应地，设定成CPU152满足可获得再极化效果的条件的适当的值。然后，CPU152根据上述的衰减空间峰时间平均声输出及衰减空间峰时间平均强度的值、或者进一步根据累计驱动时间及设定值进行极化处理。
在本发明中，如图5所示，对发送推动脉冲并接着发送跟踪脉冲之后实施再极化的情况进行说明。
在图5所示例中，将发送推动脉冲(n＝1)之后开始发送跟踪脉冲之前的时间作为推动脉冲期间Tx，是0.2～5ms。该推动脉冲期间Tx与图13所示的推动脉冲发送期间1相同。
接着，在图5中，将开始发送跟踪脉冲(n＝10000)之后到结束发送跟踪脉冲并开始极化处理之前的时间作为跟踪脉冲期间Ty，是20ms。该跟踪脉冲期间Ty与图13所示的跟踪脉冲收发期间2相同。
并且，将开始极化处理(极化用驱动脉冲的发送)之后到开始发送下一个推动脉冲为止的时间作为极化处理期间Tz，是未发送推动脉冲及跟踪脉冲的驱动脉冲的停止期间。从该极化处理期间Tz是驱动脉冲的停止期间这一点上来讲，与图13所示的停止期间3相同。然而，由于在其整个期间内存在不进行极化处理的期间，因此，此时极化处理期间Tz是进行极化处理的时间与不进行推动脉冲及跟踪脉冲的发送也不进行基于极化用驱动脉冲的发送的极化处理的完全停止的停止时间之和。
在此，在推动脉冲期间Tx，将向超声波振子单元46的多个超声波振子48发送推动脉冲时在超声波振子48中产生的声输出值即衰减空间峰时间平均声输出的值设定为X(mJ/cm2)。衰减空间峰时间平均声输出表示在单位时间内从超声波振子单元46的多个超声波振子48向与超声波的行进方向垂直的单位面积辐射的超声波能量。
接着，在跟踪脉冲期间Ty，将向超声波振子48发送跟踪脉冲时在超声波振子48中产生的衰减空间峰时间平均声输出的值设定为Y(mJ/cm2)。
并且，在极化处理期间Tz，将对超声波振子48进行极化处理时在超声波振子48中产生的衰减空间峰时间平均声输出(以下，还简称为时间平均声输出)的值设定为Z(mJ/cm2)。
如上所述，将推动脉冲期间设定为Tx，将跟踪脉冲期间设定为Ty，将极化处理期间设定为Tz，将各期间的声输出值即时间平均声输出的值分别设定为X、Y、及Z时，这些的总衰减空间峰时间平均强度Ispta.α(mW/cm2)通过下述式(1)计算。
Ispta.α＝(X+Y+Z)/(Tx+Ty+Tz)………(1)
如此求出的时间平均强度Ispta.α为720mW/cm2以下时，能够重新开始下一个推动脉冲的发送或用于获取超声波图像的其他模式扫描。
在本发明中，由CPU152进行基于时间平均声输出的值X、Y、及Z的时间平均强度Ispta.α的计算。CPU152与驱动脉冲即跟踪脉冲、跟踪脉冲及极化用驱动脉冲的发送时产生的声输出值即空间峰时间平均声输出的值X、Y、及Z相应地，具体而言，从这些声输出值X、Y、及Z计算衰减空间峰时间平均强度Ispta.α，并与计算出的时间平均强度Ispta.α相应地，即在对计算出的时间平均强度Ispta.α与美国FDA的限制值720mW/cm2进行比较的基础上，将必要的极化处理时间设定在不发送推动脉冲及跟踪脉冲的停止期间即极化处理期间Tz内。
能够如下计算各模式(各期间Tx、Ty、Tz)下的X、Y、Z的值。例如，衰减空间峰时间平均声输出的值为Y的情况下，在跟踪脉冲期间Ty，
1)预先计算1脉冲的衰减峰时间平均声输出值y(mJ/cm2)。
2)在该期间Ty，预先求出驱动上述1)的脉冲的次数N，对值y乘以次数N来求出Y的值(Y＝N*y)。
X及Z的值也能够同样地求出。
根据模式而言，也有可能在值X、Y、Z中包含多个脉冲，能够通过如下方法求出：在装置内预先保持每一脉冲的值(x、y、z)并适当计算的方法、或准备好预先决定的脉冲组合的条件表并进行参考的方法等。
另外，推动脉冲期间Tx及跟踪脉冲期间Ty会根据诊断对象或观察对象部位的组织的位置和/或范围而改变。因此，与由执刀医生(使用者)设定的ROI(关注区域)相应地决定推动脉冲期间Tx及跟踪脉冲期间Ty、以及时间平均声输出的值X及Y，因此CPU152能够与此相应地实施极化处理期间Tz、及时间平均声输出的值Z的控制。即，CPU152与执刀医生对诊断对象的组织的操作对应地实施极化处理时，计算极化处理中的具体而言是开始极化处理之前(紧前)的超声波振子48的声输出值(X+Y+Z)，并将进行极化处理的极化处理时间控制在极化处理期间Tz(停止期间3)以内，以使声输出值(1+Y+Z)成为预先设定的声输出的指标值以下。
并且，CPU152根据推动脉冲及跟踪脉冲的发送时间计算通过推动脉冲及跟踪脉冲的发送产生的超声波振子48的去极化的水平，根据计算出的去极化的水平计算极化处理紧前的声输出值(X+Y+Z)，并与计算出的声输出值(X+Y+Z)相应地将极化处理时间控制在极化处理期间Tz(停止期间3)以内。
另外，将计算紧前的超声波振子48的声输出值(X+Y+Z)为指标值以下的极化处理时间、及与声输出值(X+Y+Z)相应的极化处理时间预先设定在CPU152中。
以下示出一个具体例。
例如，在X：50mJ/cm2，Y：20mJ/cm2，Z：2mJ/cm2，X+Y+Z＝72mJ/cm2，Tx+Ty＝0.05s的情况下，Tz若不是0.05s以上，则会超出上限值。
在此，Z＝2可以是固定值(这个程度就可以的值)，也可以根据当前的去极化状态计算。决定必要的极化处理的强度，则可以决定Z，用Tz控制整体时间而抑制在720mJ/cm2以下。
然而，在根据基于推动脉冲施加的诊断对象的组织的移位(应变)评价组织的硬度的ARFI成像中，如图5所示，有时由推动脉冲期间Tx、跟踪脉冲期间Ty及极化处理期间Tz构成。
在此类ARFI成像中，通过CPU152的控制，从发送电路144向超声波振子48发送推动脉冲(第1发送信号)，将在超声波振子48中产生的激振用超声波发送至诊断对象的组织，对组织进行激振使其移位，接着将用于检测组织的移位(应变)的跟踪脉冲(第2发送信号)发送至超声波振子48，并将超声波振子48中产生的检测用超声波发送至移位的组织，由超声波振子48接收与组织的移位(应变)相应的检测用超声波的反射波，从接收电路142输出基于超声波振子48所接收的反射波的接收信号(第2接收信号)，在评价部168中，根据第2接收信号来计算组织的移位(应变)，并根据移位(应变)来评价组织的硬度。
此时，推动脉冲及跟踪脉冲的停止期间是极化处理期间Tz，是从跟踪脉冲(第2发送信号)的发送结束后到下一个第1发送信号的发送开始为止的期间。另外，在本发明中，也可以预先设置检测跟踪脉冲(第2发送信号)的发送结束并产生触发信号的触发发生电路，并根据触发信号，开始极化处理。
另外，还有如下情况：在ARFI成像中，通过CPU152的控制，将产生自从发送电路144发送了推动脉冲(第1发送信号)的超声波振子48的激振用超声波发送至诊断对象的组织，对组织进行激振使其移位，由超声波振子48接收基于组织移位(应变)的激振用超声波的反射波，从接收电路142输出基于超声波振子48所接收的反射波的接收信号(第1接收信号)，在评价部168中，根据第1接收信号来计算组织的移位(应变)，并根据移位(应变)来评价组织的硬度。
因此，此时，不发送跟踪脉冲。因此，跟踪脉冲期间Ty是0(Ty＝0)，衰减空间峰时间平均声输出的值Y也是0mJ/cm2(Y＝0)，因此，以图5所示例为代表，在上述各例中，设定为Ty＝0及Y＝0即可。
因此，在此类ARFI成像中，计算衰减空间峰时间平均强度Ispta.α(mW/cm2)时，在上述式(1)中，设定为Ty＝0及Y＝0来计算Ispta.α即可。
在该ARFI成像中，在推动脉冲期间Tx之后立即开始极化处理期间Tz。因此，推动脉冲的停止期间是极化处理期间Tz，是从第1发送信号的发送结束后到下一个第1发送信号的发送开始为止的期间。另外，在本发明中，也可以预先设置检测推动脉冲(第1发送信号)的发送结束并产生触发信号的触发发生电路，并根据触发信号，开始极化处理。
另一方面，在剪切波成像中，用跟踪脉冲检测因推动脉冲的施加而在诊断对象的组织中产生的横波(剪切波)的声速，并根据所检测的声速来评价组织的硬度。在该剪切波成像中，如图5所示，由推动脉冲期间Tx、跟踪脉冲期间Ty及极化处理期间Tz构成。在此类剪切波成像中，通过CPU152的控制，从发送电路144向超声波振子48发送推动脉冲(第1发送信号)，将在超声波振子48中产生的激振用超声波发送至诊断对象的组织，对组织进行激振而产生剪切波，接着将用于检测所产生的剪切波的声速的跟踪脉冲(第3发送信号)发送至超声波振子48，并将超声波振子48中产生的检测用超声波发送至产生了剪切波的组织，超声波振子48与剪切波的声速相应地接收检测用超声波的反射波，从接收电路142输出基于超声波振子48所接收的反射波的接收信号(第3接收信号)，在评价部168中，根据第3接收信号来计算产生于组织的剪切波的声速，并根据计算出的声速来评价组织的硬度。
此时，推动脉冲及跟踪脉冲的停止期间是极化处理期间Tz，是从第3发送信号的发送结束后到下一个第1发送信号的发送开始为止的期间。另外，在本发明中，也可以预先设置检测跟踪脉冲(第3发送信号)的发送结束并产生触发信号的触发发生电路，并根据触发信号，开始极化处理。
然而，在美国FDA指南中，空间峰时间平均强度(Spatial Peak Temporal AverageIntensity)Ispta表示在单位时间内通过与声波(超声波)的行进方向垂直的单位面积的声能，被定义为时间平均强度最大的或特定区域内极大的声场内的点上的时间平均强度的值(mW/cm2)，衰减空间峰时间平均强度Ispta3被定义为考虑到组织的声衰减而降低(衰减)了0.3dBcm-1MHz-1的Ispta的值。
能够如下求出空间峰时间平均强度Ispta。
首先，驱动脉冲的脉冲平方积分(脉冲强度积分：Pulse Integral Intensity)PII(mJ/cm2)能够对观测到的脉冲整体的平方进行积分来求出，并能够由下述式(2)表示。
[数式1]
在此，p(t)为瞬时声压(MPa)，Δt为试样间隔(μs)，ρ为密度(kg/m3)，c为水中的声速(m/s)。
另外，设定为ρ＝1000kg/m3来进行脉冲平方积分PII的单位换算时，从下述式(3)可知为(mJ/cm2)。
[数式2]
接着，空间峰时间平均强度Ispta能够由下述式(4)或(5)计算。
首先，Ispta(mW/cm2)在扫描(scan)模式(B模式、CD模式)或非扫描(non-scan)模式(M模式4、PW模式)下的计算不同。
非扫描模式的情况
Ispta＝PII×PRF……(4)
PRF：脉冲重复频率(kHz)
扫描模式的情况
Ispta＝PII×k×FR……(5)
FR：帧速率(frame/s)
k：波束重叠部分的加权
从以上内容可知，衰减空间峰时间平均强度Ispta.α(mW/cm2)能够如此根据按照上述式(4)或(5)求出的空间峰时间平均强度Ispta由下述式(6)求出。
[数式3]
Ispta.α：衰减空间峰时间平均强度(mW/cm2)
Ispta：空间峰时间平均强度(mW/cm2)
α：声衰减系数
z：从探针的外部开口到关注点为止的距离
fawf：声控频率
如上所述，还能够根据所求出的衰减空间峰时间平均强度Ispta.α对发送了推动脉冲的超声波振子48及发送推动脉冲并接着发送了跟踪脉冲的超声波振子48设定进行极化处理的极化处理时间，也能够设定进行极化处理时的极化用驱动脉冲的驱动电压(极化用驱动电压)、极化用驱动脉冲的驱动频率等。
另外，还能够从驱动脉冲的脉冲平方积分(脉冲强度积分)PII(mJ/cm2)如下求出衰减空间峰时间平均强度Ispta.α。
首先，进行与上述式(6)相同的计算，能够由脉冲强度积分PII(mJ/cm2)通过下述式(7)求出衰减脉冲强度积分PII.α(mJ/cm2)。
PII.α＝PII·10-α·z·fawf/10……(7)
接着，如下述式(8)所示，对衰减脉冲强度积分PII.α乘以超声波振子48发送了驱动脉冲的次数N并除以发送了驱动脉冲的总发送时间T而能够求出衰减空间峰时间平均强度Ispta.α。
Ispta.α＝PII.α·N/T……(8)
在此，衰减空间峰时间平均声输出的值X、Y、Z相当于上述式(8)的PII.α·N。
另外，上述(8)的总发送时间T需要以1帧时间表示，在单体模式的情况下，在上述(8)的T中代入1帧时间，但在混杂了各种发送的模式的情况下，用包含了所有模式的总时间进行除法运算。
能够由各模式(各期间Tx、Ty、Tz)下的X、Y、Z，按照下述式(9)求出衰减空间峰时间平均强度Ispta.α。
Ispta.α＝X/(Tx+Ty+Tz)+Y/(Tx+Ty+Tz)+Z/(Tx+Ty+Tz)＝(X+Y+Z)/(Tx+Ty+Tz)……(9)
即，在本发明中，CPU(控制电路)152以如下方式控制发送电路144(脉冲发生电路158)：在根据诊断对象的组织的硬度的评价进行诊断时，生成分别施加于产生激振用超声波或进一步产生检测用超声波的多个超声波振子48的推动脉冲或进一步生成跟踪脉冲等诊断用驱动脉冲(发送信号)，或者在获取超声波图像时，生成分别施加于产生用于获取超声波图像的超声波的多个超声波振子48的诊断用驱动脉冲。
另一方面，CPU(控制电路)152在进行极化处理时，为了进行多个超声波振子48的极化处理，以如下方式控制发送电路：生成与诊断用驱动脉冲相同的可设定电压范围内的不同的极化用驱动电压且与作为用于获取超声波图像的超声波探头(超声波振子单元46)的探针频带不同频率的极化用驱动脉冲。
其结果，在本发明中，在诊断用驱动脉冲的施加后进行极化处理时，将极化用驱动脉冲施加于多个超声波振子48，并通过极化用驱动脉冲进行多个超声波振子48的极化处理。
接着，对本发明中从发送电路144发送至超声波振子48的极化用驱动脉冲(极化用发送波)的驱动波形(发送波形)及脉冲波形进行说明。
图6A及图6B是表示从图4所示的发送电路发送的极化用驱动脉冲的驱动波形的一例的图、及该驱动波形的灵敏度与频率的关系的图。图6A所示的驱动波形是频率1.25MHz的1个单极性波的波形。
在本发明中，极化用驱动脉冲的驱动波形并没有特别限制，优选具有图6A所示的单极性波形，使用具有具备图6B中由实线表示的频率特性的驱动波形的极化用驱动脉冲来进行超声波振子48的极化处理。在图6B所示例中，例如，在-20dB以上水平的灵敏度下，用于获取超声波图像的探针频带如虚线所示为约2.7MHz～约11.7MHz，相对于此，由实线表示的极化用驱动脉冲的驱动波形的主瓣的频带为约2.3MHz以下。即，极化用驱动脉冲的频带特性与诊断用驱动脉冲的频带特性在-20dB以上水平的灵敏度下不重叠。
即，在本发明中，如图6B所示，在极化用驱动脉冲的驱动波形中，优选主瓣的频带与由虚线表示的探针频带在灵敏度-20dB以上水平下不重叠。并且，在灵敏度-20dB以上水平下，优选主瓣的频带低于探针频带。其原因在于，在极化处理中，需要防止多余的超声波输出而减少对超声波图像的影响等，防止温度上升而减少由温度上升引起的对受检体的体腔的影响等。尤其是，严格限制插入受检体的体腔内的超声波内窥镜12的前端部分的上限温度以不影响体腔等，需要防止温度上升。
在本发明中，由于在探针频带外发送极化用驱动脉冲(主瓣)，因此向超声波振子48的输入能量变小，温度上升得到抑制。并且，探针频带外由于是超声波振子48共振的共振频带外，因此，即使将极化用驱动脉冲(主瓣)施加于超声波振子48，输出声压也会变小。
可知在图6B所示的极化用驱动脉冲的驱动波形中，除了主瓣以外，在探针频带内，伴随主瓣产生有同样由实线表示的1个以上(在图6B所示例中为4个)旁瓣(side lobe))。如图6B所示，探针频带内的这些旁瓣的最大灵敏度优选全部为-10dB以下，这些旁瓣的灵敏度的平均优选为-20dB以下。其原因为如下。
通常，探针的频率特性的规格由收发灵敏度的-20dB的频带表示。这是因为，根据距离灵敏度峰1/10以下的信号几乎不会影响图像这一点决定。另一方面，不同于探针，发送波的频带仅仅是发送部分，因此20dB/2＝10dB水平成为阈值。因此，视为发送成分时，更优选为-10dB。
并且，在本发明中，极化用驱动脉冲的驱动波形并没有特别限制，可以是图7A所示的双极性波形，但如图6A所示，优选为单极性波形。其原因为如下：如图7B所示的驱动波形的频率特性所示，主瓣的灵敏度不论是由实线表示的单极性波形还是由单点划线表示的双极性波形也没有差别，但4个旁瓣的灵敏度均为单极性波形比双极性波形更低。
因此，通过将发送波形设定为如图6A所示的单极性波形，不仅是主瓣，也可抑制谐波成分而能够期待更高的效果。
并且，如图8A所示，作为极化用驱动脉冲，可以以单极性波形发送多个，在图8A所示例中为发送2个脉冲波。图8A所示的极化用驱动脉冲具有包含2个脉冲波的驱动波形作为图6A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形。将图8A所示的极化用驱动脉冲的驱动波形的频率特性示于图8B。图8B所示的驱动波形的频率特性与图6B所示的驱动波形的频率特性相比，主瓣的波形不同但旁瓣的波形无太大差异。
并且，如图8C所示，优选发送将极化用驱动脉冲的驱动波形以单极性波形连接了波形之间隔开最小时钟频率(clock rate)量的时间的多个脉冲波形而得的极化用驱动脉冲。即，在本发明中，发送电路144优选以波形的间隔相隔超声波用处理器装置14中规定的最小时钟频率的时间的方式输出多个单极性波形作为极化用驱动脉冲。
其原因为如下：在极化处理中最佳为施加直流电压，但如本发明所示，使用具有现有发送电路结构的发送电路144时，无法发送直流电压。
另外，根据用于超声波诊断系统10中的超声波用处理器装置14的发送电路144的脉冲发生器(脉冲发生电路158)的种类来决定最小及最大的时间宽度。因此，作为最小的时间宽度，使用发送电路144中规定的最小时钟频率的时间，在多个单极性波形之间隔开最小的时间宽度，获得接近于直流电压的极化处理波形，由此能够期待较高的再极化效果。另外，2个单极性脉冲波形的最小时间宽度即最强脉冲宽度取决于发送电路144的脉冲发生器(脉冲发生电路158)的规格。从发送电路144内的上述FPGA发出符合该规格的控制。
并且，如在图8D中由双点划线所示，作为极化用驱动脉冲的驱动波形，组合使用图8C所示的多个单极性波形，由此比由图8D中由实线表示的1个单极性波形构成的极化用驱动脉冲的驱动波形更能够降低旁瓣的最大灵敏度。
另外，虽未图示，但对推动脉冲及跟踪脉冲的驱动波形及脉冲波形，基本上使用与图像描绘用相同的频带，但只有推动脉冲为在数ms期间持续冲击的长冲击波(burstwave)，是相当窄的频带。
《关于超声波诊断系统的动作例》
接着，作为超声波诊断系统10的动作例，参考图9～图11对与超声波诊断相关的一系列处理(以下，还称为诊断处理)的流程进行说明。图9是表示使用了超声波诊断系统10的诊断处理的流程的图。图10是表示图9所示的诊断步骤的组织的硬度评价步骤的顺序的图。图11是表示图9所示的诊断步骤的图像生成步骤的顺序的图。
若以超声波内窥镜12与超声波用处理器装置14、内窥镜用处理器装置16及光源装置18连接的状态对超声波诊断系统10各部接通电源，则以其为触发点而开始诊断处理。在诊断处理中，如图9所示，首先实施输入步骤(S001)。在输入步骤中，执刀医生通过操作台100输入检查信息及控制参数等。若完成输入步骤，则实施待机步骤(S002)，直至发出开始诊断的命令。利用该待机步骤，超声波用处理器装置14的CPU152从超声波内窥镜12的内窥镜侧存储器58读取累计驱动时间(S003)。
接着，执刀医生发出诊断开始命令时(S004中为“是”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部来实施诊断步骤(S005)。
在诊断步骤中，首先，进行作为诊断是否实施硬度诊断的判定(S011)，需要实施硬度诊断时(S011中为“是”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部来实施硬度诊断步骤(S012)。作为诊断不实施硬度诊断时(S011中为“否”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部来实施图像生成步骤(S013)。
硬度诊断步骤及图像生成步骤结束时，CPU152判定超声波诊断是否已结束(S014)。超声波诊断未结束时(S014中为“否”)，返回开始诊断步骤的硬度诊断的实施的判定步骤S011，重复实施硬度诊断步骤及图像生成步骤直至诊断结束条件成立。作为诊断结束条件，例如，可以由执刀医生通过操作台100命令诊断结束。
诊断步骤(S005)的硬度诊断步骤(S012)按照图10所示的流程进行，进行作为硬度评价是否实施SWE(剪切波弹性成像)的判定(S021)，需要实施SWE时(S021中为“是”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部使用推动脉冲及跟踪脉冲计算产生于诊断对象的组织的剪切波的声速(S022)并根据计算出的剪切波的声速来评价组织的硬度(S023)。
作为硬度评价不实施SWE时(S021中为“否”)，进行是否使用跟踪脉冲的判定(S024)。使用跟踪脉冲时(S024中为“是”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部使用推动脉冲及跟踪脉冲计算诊断对象的组织的移位(应变)(S025)，根据计算出的移位(应变)来评价组织的硬度(S026)。
不使用跟踪脉冲时(S024中为“否”)，CPU152控制超声波用处理器装置14各部仅使用推动脉冲计算诊断对象的组织的移位(应变)(S027)，根据计算出的移位(应变)来评价组织的硬度(S028)。
接着，CPU152判定硬度评价是否已结束(S029)。硬度评价未结束时(S029中为“否”)，返回硬度诊断步骤(S012)的开始的SWE的判定步骤S021，重复实施各硬度评价(S023、S026、S028)直至硬度评价结束条件成立。作为硬度评价结束条件，例如可举出由执刀医生通过操作台100命令诊断结束等。
另外，在硬度诊断步骤(S012)中，在剪切波的声速的计算步骤(S022)、各移位(应变)的计算步骤(S025、S027)及各硬度评价步骤(S023、S026、S028)期间，同时进行极化处理。
诊断步骤(S005)的图像生成步骤(S012)按照图11所示的流程进行，当所指定的图像生成模式为B模式时(S031中为“是”)，控制超声波用处理器装置14各部以生成B模式图像(S032)。并且，当所指定的图像生成模式不是B模式(S031中为“否”)而是CF模式时(S033中为“是”)，控制超声波用处理器装置14各部以生成CF模式图像(S034)。而且，当所指定的图像生成模式不是CF模式(S033中为“否”)而是PW模式时(S035中为“是”)，控制超声波用处理器装置14各部以生成PW模式图像(S036)。另外，当所指定的图像生成模式不是PW模式时(S036中为“否”)，进入步骤S037。
接着，CPU152判定图像生成是否已结束(S037)。图像生成未结束时(S037中为“否”)，返回图像生成模式的判定步骤S031，重复实施基于各图像生成模式的超声波图像的生成直至图像生成结束条件成立。作为图像生成结束条件，例如可举出由执刀医生通过操作台100命令诊断结束等。
另一方面，图像生成结束条件成立而超声波图像生成结束时(S037中为“是”)，CPU152将到目前为止实施的超声波图像生成所需的时间与步骤S003中从内窥镜侧存储器58读取的累计驱动时间相加，并将存储于内窥镜侧存储器58的累计驱动时间更新为相加后的累计驱动时间(S038)。在图像生成步骤中的上述一系列工序(S031～S038)结束的时间点，图像生成步骤(S013)结束。
接着，返回图9，诊断步骤(S005)结束时，超声波诊断系统10各部的电源成为关断状态(S006中为“是”)，诊断处理结束。另一方面，当超声波诊断系统10各部的电源维持开通状态时(S006中为“否”)，返回输入步骤S001，并重复上述诊断处理的各步骤。
接着，为了进行超声波诊断而生成超声波图像时，赋予到超声波振子48的两面的偶极子与进行用于生成超声波图像的超声波的发送及其反射波的接收的时间即多个超声波振子48的累计驱动时间相应地减少而超声波振子48进行去极化。因此，无法直接判定超声波振子48是否在进行去极化，因此，例如根据上述超声波振子48的累计驱动时间判定超声波振子48是否在进行去极化，用于进行超声波诊断的多个超声波振子48的累计驱动时间达到规定时间以上时需要进行极化处理。
规定时间可以设定为时间的默认值，也可以通过使用者的命令能够设定为任意时间。另外，规定时间是指任意的时间，数时间的级别，也可以是数帧时间的级别。
并且，通过使用者的命令，按下命令极化处理开始的按钮时，能够开始极化处理。即，通过使用者的命令，能够在任意时间点开始极化处理。
按钮可以是在操作台100的触摸面板内显示的电子按钮，或者也可以是设置于超声波内窥镜12的操作部24的机械按钮。
在造影模式下，从超声波振子48发送的超声波通常被设定为不会破坏造影剂所包含的气泡的低输出。因此，图像的S/N比降低，这容易导致由去极化引起的灵敏度降低的负面影响。通常被设定为不会破坏造影剂所包含的气泡的低输出。因此，图像的S/N比降低，这容易导致由去极化引起的灵敏度降低的负面影响。
并且，超声波振子48因进行去极化而其接收灵敏度降低时，与在显示深度较浅的位置获取的超声波图像相比，在显示深度较深的位置获取的超声波图像的S/N比差，画质容易降低。相应与此，也能够在用于进行超声波诊断的超声波图像的显示深度被设定为一定深度以上时开始极化处理。
通过使用者的命令，能够将用于进行超声波诊断的超声波图像的显示深度例如设定为深度为4cm的位置及10cm的位置。例如，若将上述一定深度设定为5cm，则在超声波图像的显示深度被设定在深度4em的位置时不开始极化处理，而在设定在深度10cm的位置时开始极化处理。
同样地，超声波振子48因进行去极化而其接收灵敏度降低时，在显示深度较深的位置获取的B模式的超声波图像的亮度比在显示深度较浅的位置获取的B模式的超声波图像更容易降低。相应与此，可以在显示深度被设定为一定深度以上而获取的B模式的超声波图像的亮度为一定亮度以下时开始极化处理。
一定亮度可以设定为亮度的默认值，也可以通过使用者的命令能够设定为任意亮度。
并且，通过分析超声波诊断的实施期间内的超声波图像，能够识别使用者在穿刺中、释放支架中、开始超声波图像的获取经过了30分钟等之类的使用者在查看超声波图像的同时正在进行某种处置的情况。此时，处置中同时使用内窥镜图像和X射线透视图像的情况较多，与将超声波图像作为主要注视图像的情况相比，未注视超声波图像的细节，因此无论画质如何都能够适当地进行极化处理。相应与此，也可以在根据超声波图像识别到使用者在查看超声波图像的同时进行处置时开始极化处理。
并且，超声波诊断系统10获取超声波图像及内窥镜图像并能够将这些超声波图像及内窥镜图像通过各种显示模式显示于显示器20。
如图12所示，显示模式有仅显示超声波图像的第1显示模式、通过画中画(PinP)将超声波图像显示得比内窥镜图像大的第2显示模式、同样通过PinP将超声波图像显示得比内窥镜图像小的第3显示模式及仅显示内窥镜图像的第4显示模式。
通过使用者的命令，能够任意切换并显示第1～第4显示模式。
在此，在第3显示模式的情况下，超声波图像显示得比内窥镜图像小，因此，无论画质如何都能够适当地进行极化处理。相应与此，也可以设定为第3显示模式，通过画中画将超声波图像显示得比内窥镜图像小时进行极化处理。
另外，例示说明了极化处理的要因，但也可以根据上述各要因以外的任意要因来开始极化处理。
并且，极化处理的结束条件例如可考虑如下情况，但也可以在除其以外的结束条件下结束极化处理：极化处理的累计处理时间达到一定时间的情况、使用者命令极化处理结束的情况、从造影模式变更为其他超声波图像生成模式的情况、用于进行超声波诊断的超声波的显示深度被设定为低于一定深度的情况、根据内窥镜图像未能识别到使用者正在处置中的情况、在超声波的显示深度较深的位置获取的B模式的超声波图像的亮度高于一定亮度的情况、从第3显示模式变更为其他显示模式的情况。
《关于本发明的超声波诊断系统10的有效性》
超声波诊断系统10在超声波诊断的实施期间内，在基于推动脉冲发送的激振用超声波的发送后、或基于推动脉冲发送的激振用超声波的发送之后基于跟踪脉冲的发送的检测用超声波的发送后的诊断用驱动脉冲的停止期间内立即进行极化处理。因此，即使在超声波诊断的实施期间内，也能够使因推动脉冲的发送或进一步因跟踪脉冲的发送等而上升的或上升并超出了限制值的衰减空间峰时间平均强度Ispta.α立即降低至限制值以下，因此能够在不降低帧速率、并且不降低诊断对象的组织的硬度诊断的性能、并且不降低为其使用的组织的超声波图像的画质的情况下将多个超声波振子48的收发灵敏度始终保持良好，因此，能够始终进行高精度的硬度诊断，并能够获取高画质的超声波图像。
并且，超声波诊断系统10使用现有发送电路144，更具体而言使用脉冲发生电路158进行极化处理，因此能够在无需大幅变更现有电路的情况下在超声波诊断的实施期间内进行极化处理。
另外，超声波振子48的总数及开口通道数可以变更为任意个数。例如，开口通道数与超声波振子48的总数相同时，还能够供给用于驱动128个超声波振子48的1个极化处理用发送信号来代替上述极化处理1、2这2个极化处理用发送信号。或者，在开口通道数为超声波振子48的总数的4分之1时，还能够供给驱动32个超声波振子48的极化处理1～4这4个极化处理用发送信号。
以上，对本发明进行了详细说明，但本发明并不限定于上述实施方式，在不脱离本发明的宗旨的范围内，可以进行各种改良及变更是显而易见的。
符号说明
10-超声波诊断系统，12-超声波内窥镜，14-超声波用处理器装置，16-内窥镜用处理器装置，18-光源装置，20-显示器，21a-送水罐，21b-抽吸泵，22-插入部，24-操作部，26-通用塞绳，28a-送水送气按钮，28b-抽吸按钮，29-弯角钮，30-处置器具插入口，32a-超声波用连接器，32b-内窥镜用连接器，32c-光源用连接器，34a-送气送水用软管，34b-抽吸用软管，36-超声波观察部，38-内窥镜观察部，40-前端部，42-弯曲部，43-软性部，44-处置器具导出口，45-处置器具通道，46-超声波振子单元，48-超声波振子，50-超声波振子阵列，54-背衬材料层，56-同轴电缆，58-内窥镜侧存储器，60-FPC，74-声匹配层，76-声透镜，82-观察窗，84-物镜，86-固体摄像元件，88-照明窗，90-清洗喷嘴，92-配线电缆，100-操作台，140-多工器，142-接收电路，144-发送电路，146-A/D转换器，148-ASIC，150-电影存储器，151-存储控制器，152-CPU，154-DSC，158-脉冲发生电路，160-相位匹配器，162-B模式图像生成部，164-PW模式图像生成部，166-CF模式图像生成部，168-评价部。

Claims (13)

1.一种超声波诊断系统，获取超声波图像，并且使用声辐射压力评价诊断对象的组织的硬度，其特征在于，具有：
超声波观察部，使用排列有多个超声波振子的超声波振子阵列，发送至少包括用于进行基于所述声辐射压力的所述组织的激振的激振用超声波在内的超声波且接收来自所述组织的反射波；及
超声波用处理器装置，具备：发送电路，为了从所述多个超声波振子产生所述超声波而发送由分别施加于所述多个超声波振子的驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号；接收电路，输出所述多个超声波振子所接收的所述反射波的接收信号；及评价部，根据所述接收信号评价所述组织的硬度，
所述超声波用处理器装置还具备：控制电路，使所述超声波的发送及所述反射波的接收进行，并且在所述超声波发送后的所有超声波发送的停止期间内，对利用所述发送电路发送了所述超声波的所述多个超声波振子进行极化处理，
所述控制电路控制所述发送电路以生成由所述驱动脉冲构成的所述超声波产生用发送信号，且控制所述发送电路以生成发送到所述多个超声波振子的极化处理用发送信号，并且，将在发送产生至少包括产生所述声辐射压力的所述激振用超声波在内的所述超声波的所述超声波产生用发送信号之后与发送所述超声波产生用发送信号及所述极化处理用发送信号时产生的声输出值相应地实施所述极化处理的极化处理时间设定在所述停止期间以内，
在所述极化处理时间内，从所述发送电路对至少发送了所述激振用超声波的所述多个超声波振子发送所述极化处理用发送信号来进行所述极化处理。
2.根据权利要求1所述的超声波诊断系统，其中，
所述控制电路与使用者对所述组织的操作对应地计算所述极化处理中的所述声输出值，并将所述极化处理时间控制在所述停止期间以内，以使所述声输出值成为预先设定的声输出的指标值以下。
3.根据权利要求1或2所述的超声波诊断系统，其中，
所述控制电路根据由所述驱动脉冲构成的所述超声波产生用发送信号的发送时间计算通过所述超声波的发送而发生的所述多个超声波振子的去极化的水平，并根据计算出的所述去极化的水平计算所述极化处理中的所述声输出值，与计算出的所述声输出值相应地将所述极化处理时间控制在所述停止期间以内。
4.根据权利要求1或2所述的超声波诊断系统，其中，
所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号，从所述多个超声波振子产生所述激振用超声波并发送到所述组织而按压所述组织使其移位，
所述接收电路接收来自所述组织的所述反射波的第1接收信号作为所述接收信号，
所述评价部根据从所述第1接收信号获得的超声波图像来计算所述组织的移位并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第1发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
5.根据权利要求1或2所述的超声波诊断系统，其中，
所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号，在从所述多个超声波振子产生所述激振用超声波并发送到所述组织而按压所述组织使其移位之后，接着发送由用于检测所述组织的移位的检测脉冲构成的第2发送信号来产生检测用超声波并发送到所述组织，
所述接收电路接收来自所述组织的所述检测用超声波的所述反射波的第2接收信号作为所述接收信号，
所述评价部根据从所述第2接收信号获得的超声波图像来计算所述组织的移位并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第2发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
6.根据权利要求1或2所述的超声波诊断系统，其中，
所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号，在从所述多个超声波振子产生所述激振用超声波并发送到所述组织而对所述组织进行激振来产生剪切波之后，接着发送由用于检测所述剪切波的声速的检测脉冲构成的第3发送信号而产生检测用超声波并发送到产生了所述剪切波的所述组织，
所述接收电路接收来自所述组织的所述检测用超声波的所述反射波的第3接收信号作为所述接收信号，
所述评价部根据所述第3接收信号计算所述剪切波的声速并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第3发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
7.根据权利要求1或2所述的超声波诊断系统，其中，
所述超声波诊断系统还具有用于获取内窥镜图像的内窥镜观察部及具备所述超声波观察部的超声波内窥镜。
8.一种超声波诊断系统的工作方法，其为获取超声波图像并且使用声辐射压力评价诊断对象的组织的硬度的超声波诊断系统的工作方法，其特征在于，
所述超声波诊断系统具有：
超声波观察部，具有排列有多个超声波振子的超声波振子阵列；及
超声波用处理器装置，具备：向所述多个超声波振子发送超声波产生用发送信号的发送电路；输出所述多个超声波振子所接收的反射波的接收信号的接收电路；及根据所述接收信号评价所述组织的硬度的评价部，
所述超声波诊断系统的工作方法具有：
第1信号生成步骤，为了从所述多个超声波振子产生所述超声波，控制所述发送电路来生成由分别施加于所述多个超声波振子的驱动脉冲构成的超声波产生用发送信号；
第1发送步骤，将在所述发送电路中生成的所述超声波产生用发送信号发送到所述多个超声波振子，对所述多个超声波振子施加所述驱动脉冲来产生至少包括产生所述声辐射压力的所述激振用超声波在内的所述超声波，并将产生的所述超声波发送到所述组织；
输出步骤，由所述多个超声波振子接收来自被送达了所述超声波的所述组织的反射波，从所述接收电路输出基于所述多个超声波振子所接收的所述反射波的接收信号；
评价步骤，所述评价部根据从所述接收电路输出的所述接收信号来评价所述组织的硬度；
第2信号生成步骤，为了在所述超声波发送后的所有超声波发送的停止期间内对发送了所述超声波的所述多个超声波振子进行极化处理，控制所述发送电路来生成发送到所述多个超声波振子的极化处理用发送信号；
设定步骤，将在发送产生至少包括产生所述声辐射压力的所述激振用超声波在内的所述超声波的所述超声波产生用发送信号之后的所述停止期间内与发送所述超声波产生用发送信号及所述极化处理用发送信号时产生的声输出值相应地实施所述极化处理的极化处理时间设定在所述停止期间以内；及
极化步骤，在所述极化处理时间内，从所述发送电路对至少发送了所述激振用超声波的所述多个超声波振子发送所述极化处理用发送信号来进行所述极化处理。
9.根据权利要求8所述的超声波诊断系统的工作方法，其中，
在所述设定步骤中，与使用者对所述组织的操作对应地计算所述极化处理中的所述声输出值，并将所述极化处理时间设定在所述停止期间以内，以使所述声输出值成为预先设定的声输出的指标值以下。
10.根据权利要求8或9所述的超声波诊断系统的工作方法，其中，
在所述设定步骤中，根据由所述驱动脉冲构成的所述超声波产生用发送信号的发送时间计算通过所述超声波的发送而发生的所述多个超声波振子的去极化的水平，并根据计算出的所述去极化的水平计算所述极化处理中的所述声输出值，与计算出的所述声输出值相应地将所述极化处理时间控制在所述停止期间以内。
11.根据权利要求8或9所述的超声波诊断系统的工作方法，其中，
在所述第1发送步骤中，从所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号来产生所述激振用超声波并发送到所述组织而按压所述组织使其移位，
在所述输出步骤中，通过所述接收电路接收基于来自所述组织的所述反射波的第1接收信号作为所述接收信号，并从所述接收电路输出基于所述反射波的所述第1接收信号，
在所述评价步骤中，根据通过所述评价部从所述第1接收信号获得的超声波图像来计算所述组织的移位并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第1发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
12.根据权利要求8或9所述的超声波诊断系统的工作方法，其中，
在所述第1发送步骤中，从所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号来产生所述激振用超声波并发送到所述组织而按压所述组织使其移位，
所述超声波诊断系统的工作方法还具有：
第3信号生成步骤，在使所述组织移位之后，接着控制所述发送电路来生成由用于检测所述组织的移位的检测脉冲构成的第2发送信号；及
第2发送步骤，从所述发送电路向所述多个超声波振子发送由所述检测脉冲构成的所述第2发送信号，产生检测用超声波并发送到所述组织，
在所述输出步骤中，通过所述接收电路接收基于来自所述组织的所述检测用超声波的所述反射波的第2接收信号作为所述接收信号，
在所述评价步骤中，通过所述评价部，根据从所述第2接收信号获得的超声波图像来计算所述组织的移位并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第2发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
13.根据权利要求8或9所述的超声波诊断系统的工作方法，其中，
在所述第1发送步骤中，从所述发送电路向所述多个超声波振子的至少一部分发送由激振脉冲构成的第1发送信号作为所述超声波产生用发送信号来产生所述激振用超声波并发送到所述组织对所述组织进行激振来产生剪切波，
所述超声波诊断系统的工作方法还具有：
第4信号生成步骤，在产生所述剪切波之后，接着控制所述发送电路来生成由用于检测所述剪切波的声速的检测脉冲构成的第3发送信号；及
第3发送步骤，从所述发送电路向所述多个超声波振子发送由所述检测脉冲构成的所述第3发送信号来产生检测用超声波并发送到产生了所述剪切波的所述组织，
在所述输出步骤中，通过所述接收电路接收来自所述组织的所述检测用超声波的所述反射波的第3接收信号作为所述接收信号，
在所述评价步骤中，通过所述评价部，根据所述第3接收信号来计算所述剪切波的声速并评价所述组织的硬度，
所述停止期间是从所述第3发送信号的发送结束后到下一次所述第1发送信号的发送开始为止的期间。
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