JP2002191599A - 超音波診断装置 - Google Patents
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Abstract
度を制御し、赤血球相当の大きさの造影剤バブルと、そ
れよりも十分小さい造影剤バブルを、独立に観察あるい
は定量化することが可能な超音波診断装置を提供するこ
と。 【解決手段】 間歇送信における一フレーム毎の送信に
おいて、機械的作用を段階的に増大させた超音波送信を
行うことで、サイズの異なる造影剤バブル毎に段階的な
崩壊を発生させる。それぞれの段階での崩壊をエコー源
とした超音波画像生成を行うことで、例えば、赤血球よ
りも小さな物質の動態を反映した情報、捕食細胞の分
布、新たな診断情報等の新たな生態情報を提供する。
Description
対応可能な超音波診断装置に関する。
た無侵襲検査法により組織の断層像を表示するものであ
る。この超音波画像診断装置は、臨床の場においても実
用性が高く、例えば、超音波プローブを体表から当てる
だけの簡単な操作で心臓の拍動や胎児の動きの様子がリ
アルタイム表示で得られること、安全性が高く繰り返し
て検査が行えること、システムの規模がX線、CT、M
RIなど他の診断機器に比べて小さく、ベッドサイドヘ
移動して検査すること等を可能にする。また近年、種類
によって様々に異なるが、片手で持ち運ベる程度の大き
さを有する超音波診断装置も開発されている。将来的に
は患者が自分で操作できる超音波診断装置も開発される
可能性がある。
剤が製品化されたことに伴い、造影エコー法による超音
波診断が普及してきている。この造影エコー法は、例え
ば、心臓および腹部臓器などの検査において、静脈から
超音波造影剤を注入して血流信号を増強し、血流動態の
評価を行うのが目的である。造影剤の多くは微小気泡
(マイクロバブル)が反射源となり、その注入量・濃度
が高ければ造影効果は大きくなる。その一方で、気泡と
いうデリケートな基材の性質上、超音波照射によって気
泡は壊れ、造影効果時間の短縮などが起こることも解っ
ている。
が多い。理想的には、超音波診断に使用される造影剤
は、この赤血球と同じ動態を示すことが望ましい。しか
し、現実には造影剤は、赤血球とは異なる動態を取りう
ることが分かってきている。
質に停滞することが知られおり、この停滞した造影剤
は、肝臓類洞内の異物摂取細胞によって捕食されている
と考えられている(もちろん赤血球はこのような捕食は
されない。)。また、体内中の毛細血管には、液体成分
(血漿)が染み出る程度の腔が空いており、細胞に栄養
もしくは酸素などを供給している。この毛細血管の腔
は、赤血球が出ない程度の大きさではあるが、バブルサ
イズによってはこの毛細血管壁の腔から外部ヘ漏れる造
影剤もあると予想される(赤血球の平均直径は約8μ
m,造影剤のバブルは最大で8μm程度、最小では0.
5μm以下のものが体内を循環していると考えられてい
る。)。
が常に血行動態を反映しているかは不明であり、例えば
微少循環中に停滞しているバブルがあれば、バブルの崩
壊をエコー源とする生態情報は、血行動態を反映してい
ないことも考えられる。このような場合、造影剤による
輝度増強が達成されても、真の赤血球の動態を観察する
のは困難となる場合がある。
てなされたものであり、送信条件を変化させることでバ
ブル消失の程度を制御し、赤血球相当の大きさの造影剤
バブルと、それよりも十分小さい造影剤バブルを、独立
に観察あるいは定量化することが可能な超音波診断装置
を提供することである。
手段を講じた。
象を超音波で走査し、超音波断層画像を取得する超音波
診断装置であって、前記被検体の所定の断層面につい
て、前記被検体の血管内の血液中及び血管外の組織液中
並びにリンパ液中のそれぞれに存在する造影剤バブルを
崩壊させるための第1の超音波と、前記第1の超音波に
よって崩壊しなかった、前記被検体の血管内の血液中を
流れる残余の造影剤バブルを崩壊させるための第2の超
音波と、を照射する照射手段を具備することを特徴とす
る超音波診断装置である。
せることでバブル消失の程度を制御し、赤血球相当の大
きさの造影剤バブルと、それよりも十分小さい造影剤バ
ブルを、独立に観察あるいは定量化することが可能な超
音波診断装置を実現することができる。
説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及
び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、
重複説明は必要な場合にのみ行う。
概略構成について説明する。
10の概略構成図を示している。
は、被験者との間で超音波信号の送受信を担う超音波プ
ローブ12と、この超音波プローブを駆動しかつ超音波
プローブの受信信号を処理する装置本体11と、この装
置本体に接続されかつオペレータからの指示情報を装置
本体に入力可能な入力部13と、心電波形を計測するE
CG14とを具備する。入力部13には、診断装置の制
御や様々な画質条件設定を行うことが可能な、ボタン、
キーボード、トラックボールなどが含まれる。
1、超音波受診ユニット22、Bモード処理回路23、
ドプラ処理回路24、画像処理回路25、イメージメモ
リ回路26、表示部28、心拍検出ユニット29、記憶
媒体30、ネットワーク回路31、コントローラ32を
具備している。
器、遅延回路およびパルサ回路(図示せず)からなり、
パルス状の超音波を生成してプローブ12の振動素子に
送ることで収束超音波パルスを生成する。本送信ユニッ
ト21は、コントローラ32の指示に従って、送信周波
数、送信駆動電圧などを瞬時に変更可能な切り替え機能
を有している。特に送信駆動電圧に関しては、瞬時にそ
の値の切り替えが可能なリニアアンプ型の発信回路を有
するか、あるいは複数の電源ユニットを電気的に切り替
えることによって実現する。
ローラ32の制御に基づき、後述するシーケンス(図4
参照)に従って超音波の間歇送信を行う。ここで、間歇
送信とは、例えば造影剤エコー法において、超音波送信
を一時停止(例えば4秒間)した後に再び超音波送信を
開始することを周期的に繰り返す送信法である。この間
歇送信によれば、係る時間に流入した血液に対応した造
影剤エコー信号を得ることができる。例えば、特願平9
−324772では、一時停止の時間間隔を変化させる
ことで、血流動態の時間変化を取得する方法が開示され
ている。
から素子毎に出力される、被検体内の組織で散乱したエ
コー信号を受信する。このエコー信号は、当該超音波受
信ユニット22において、チャンネル毎にプリアンプで
増幅され、A/D変換後に受信遅延回路により受信指向
性を決定するのに必要な遅延時間を与えられ、加算器で
加算される。この加算処理は、反射波の受信指向性に応
じた方向からの反射成分を強調するためのものであり、
該処理によって得られた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を形成することがで
きる。
ット22から入力したエコー信号に対し、エコー信号対
数増幅、包絡線検波処理などが施され、信号強度が輝度
の明るさで表現されるデータを生成する。
度情報を周波数解析し、解析結果を画像処理回路25に
送る。
査線信号列を、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する。また、画像処
理回路25は、種々の設定パラメータの文字情報や目盛
などと共に合成され、ビデオ信号として表示部28に出
力する。かくして被検体組織形状を表す断層像が表示さ
れる。
の超音波画像情報に基づいて、TIC(Time In
tensity Curve)を生成する。TICと
は、関心領域において、造影剤投与後にエコー信号が増
強される過程を追跡し、その輝度の経時変化を表すグラ
フであり、血流の動態評価を行うための定量解析に利用
される。
格納する記憶メモリから成る。該イメージメモリ回路2
6に記憶された情報は、例えば診断の後に呼び出し可能
であり、さらに複数枚を使っての動画再生も可能であ
る。
られた心電図などの生体信号情報をデジタル信号に変換
する。当該生体信号情報に関するデジタル信号は、画像
処理回路25で診断画像に合成され、表示部28に表示
されるかあるいはイメージメモリ回路26が備えるメモ
リに記録される。なお、生体信号情報は、さらに後述の
テクニカルフローの解析に必要な場合は、記憶媒体30
に保管もしくはネットワーク回路を経由して外部に転送
される。
ムが保管されている。またイメージメモリ回路26中の
画像の保管などにも使用される。記憶媒体30のデータ
は、ネットワーク回路31を経由して外部周辺装置ヘ転
送することも可能となっている。
機)としての機能を持ち、本超音波診断装置本体11の
動作を制御する制御手段である。本コントローラ32
は、特に送信ユニットの周波数、駆動電圧などの送信条
件を随時変更し、その条件によって得られた診断画像に
前記送信条件の情報を付加して画像情報に付加するか、
あるいは記憶媒体に記憶される。また本発明の特徴的な
送信シーケンスを行うためのプログラム機能を有してい
る。
を説明する前に、前提となる理論考察について説明す
る。
ブルの一般的性質を述べる。マイクロバブル(以下単に
バブルと呼ぶ)は、超音波音圧の機械的作用により崩壊
することができる。その閾値は、周波数あるいは音圧の
関数となることが理論的に求められている(例えば、H
olland AK,Apfel RE,An imp
roved theory for the pred
iction ofmicrocavitation
thresholds.IEEE Trans Ult
rason Ferroelec Freq Cont
r 1989;36,No.2,204−208.)。
ブルの初期直径と、各初期直径のバブルを崩壊させるた
めの音圧の閾値の関係を示すグラフである。このグラフ
より、照射音圧が高いほどバブルは崩壊しやすく、また
照射周波数が低いほど崩壊しやすいことがわかる。ま
た、崩壊に必要な音圧レベルは、バブルのサイズによっ
ても変化し、より大きなバブルを崩壊させるには、照射
音圧も大きくすることが必要であることがわかる。
について述べる。市販の造影剤バブルの平均径、単位体
積当たりに含まれる個数等は、製品の種類によって異な
る。通常バブルの直径は、おおよそ平均2〜4μmであ
り、赤血球より少し小さなサイズとなっている。従っ
て、造影剤バブルは、毛細血管を容易に通過することが
できる。
直径が2〜4μmとなっているわけではなく、一部のバ
ブルは、上記範囲外の直径を有する。この2〜4μm以
外の径を持つバブル、例えば、1μm程度のバブルは、
その大きさを維持している限り、非常に小さいエコー源
として機能する。その一方で、1μm程度のバブルは、
図2の通り音圧に対して非常に壊れやすく、特に引圧に
よって膨張し、大きなエコー源となる性質を有する。ま
た、例えば6μm程度のバブルは、含まれる個数の割合
が低いものの、1個あたりの反射エコーは元来大きいた
め、大きなエコー源として機能する。
血球と同様に振る舞い、毛細血管壁から漏れずに体内を
循環する可能性があると考えられる。一方、直径が1μ
m程度のバブルは、毛細血管壁から漏れ細胞膜間の腔ま
で湿潤してゆく可能性があると考えられる。特に後者
は、次に述べる事実によって裏付けられる。
呼ばれる間隙が多数存在する。栄養や酸素分子レベルの
物質は、このディッセ腔に容易に流入する。従って、1
μm程度のバブルが、上述の如く毛細血管壁から漏れ細
胞膜間の腔まで湿潤してゆくものであれば、当該1μm
程度のバブルはこの腔にも流入することが考えられる。
事実、造影剤投与後から超音波スキャンを停止し、約5
分後に照射を開始すると、肝臓には毛細血管血流以上の
大きなエコーが観察されることがわかっている。この事
実は、赤血球より小さな循環系にもバブルが流入してい
ることを示唆している。
ことが推察される。すなわち、例えば関心領域に造影剤
が十分充満した状態では、赤血球レベルの血流循環系に
は、大きなサイズも含んだ広いサイズ分布を持ったバブ
ル群が存在し、一方、赤血球より小さな血流(血漿)循
環系では、例えば1μm以下のサイズに限定されたバブ
ル群が存在すると思われる。
入できる循環系が異なることを説明するための模式図で
ある。
のサイズを有するバブル52、53、及び1μm程度の
サイズを有するバブル54は、赤血球レベルの循環系5
0(例えば、血管等)に流入し、例えば赤血球とともに
循環する。また、血漿等が循環する循環系51では、バ
ブル52、53は血管壁を通り抜けることができず、従
って、1μm程度のサイズのバブル54によって満たさ
れることになる。
剤バブルの動態がサイズによって異なることに着目し、
赤血球程度の大きさを持つ造影剤バブルに基づく第1の
生体情報と、赤血球よりも小さい造影剤バブル(例えば
1μm以下のバブル)に基づく第2の生体情報と、を独
立に画像化或いは定量化することにある。この第1の生
体情報と第2の生体情報とを適切に取得するために、本
実施形態に係る超音波診断装置は、後述する送信条件を
講じて超音波送信を行うことで、バブルを消滅させるタ
イミングをサイズに応じて制御している。
と、第2の生体情報との取得する原理を説明するための
模式図である。
3(a)に示した領域内)に、例えば初めに500kパ
スカル程度の音圧によって超音波照射を行えば、1μm
程度のバブルを主に崩壊することができ、大きなエコー
(フラッシュエコーとしてのエコー)源を得ることがで
きる。その結果、1μm程度のバブルが存在していた、
循環系50と循環系51とを合わせた領域(図3(b)
の点で示した領域)からの生態情報を得ることができ
る。また、明らかではないが、この生態情報は、赤血球
レベル以下の循環からのエコー信号にも基づくから、間
隙の大きさ、摂取細胞の機能、代謝機能など、新たな診
断情報を提供できる可能性もある。
レベルで照射すると、前回崩壊せずに残っていたバブル
のうち比較的崩壊しやすいもの(図3(a)における2
〜4μmのバブル52、53を含む)を主に崩壊するこ
とができ、大きなエコー(フラッシュエコーとしてのエ
コー)源を得ることができる。その結果、主にバブル5
2、53が存在していた、赤血球レベルの循環系50
(図3(c)の点で示した領域)からの生態情報を得る
ことができる。この生態情報は、赤血球の動態を反映し
たものとなり、一般的な血流診断や定量化には有用な情
報となる。
いて、本超音波診断装置10が実現する動作について、
被検体への超音波送信を中心に説明する。
超音波送信シーケンスの一例を説明するための図であ
る。
る。縦軸は送信によるバブルヘの機械的作用の強度を表
しており、当該縦軸の値が大きいほど、送信周波数は低
くなる(或いは、送信駆動音圧は大きくなるか、これら
の複合となる)。
G3・・・)は、1フレームの超音波スキャンを表して
おり、各矢印の長さは該当フレームの送信音圧の機械的
作用の強度を反映している(すなわち、長い矢印ほど強
度は強い)。例えば、送信フレームのグループG1は、
超音波診断におけるいわゆる連続的送信を表しており、
その間隔t1はフレーム間隔である。
ートに相当する。また、時間間隔t2は、いわゆる間歇
送信間隔を表しており、通常の診断のフレーム間隔より
も比較的大きな時間間隔である。具体的には、バブルが
関心領域に充満する3〜5秒程度、或いはそれ以上であ
ることが望ましい。
特徴的な点は、間欧送信によってバブルを臓器の関心領
域に充満させた後に、機械的作用が徐々に増大するよう
な送信を行い、2枚以上のフレームを取得することであ
る。この様に機械的作用を段階的に増大させることで、
赤血球よりも小さい造影剤バブル(例えば1μm以下の
バブル)の崩壊と、赤血球程度の大きさを持つ造影剤バ
ブルの崩壊とを、異なるタイミングで発生させることが
でき、赤血球を循環させる血流循環系からの生体情報
と、赤血球より小さな血流(血漿)循環系からの生体情
報とを分離することが可能となる。
は、二種類のバブル(上述の如く赤血球よりも小さい造
影剤バブルと、赤血球程度の大きさを持つ造影剤バブ
ル)を異なるタイミングで崩壊させることを目的として
いる。従って、一フレームの超音波スキャンにおいて最
低限必要な超音波送信回数は2回である。これに対し、
図4では一フレームにおいて4回の超音波送信を行って
いるのは、赤血球程度の大きさを持つ造影剤バブルの崩
壊が、4回のうちいずれの超音波照射において発生した
かを、より精密に判断可能とするためである。この様
に、一フレームの超音波スキャンにおいてより多くの超
音波送信を行うことで、赤血球を循環させる血流循環系
からの生体情報と、赤血球より小さな血流(血漿)循環
系からの生体情報とを、より性格に区別することが可能
となる。
り返される。これは、超音波画像の取得に加えて、赤血
球を循環させる血流循環系からの生体情報と、赤血球よ
り小さな血流(血漿)循環系からの生体情報とのそれぞ
れの情報から成るTICを生成するためである。
プロトコルについて、図5に基づいて説明する。
診断プロトコルを説明するためのフローチャートを示し
ている。
める前の準備として、各パラメータをプログラムして図
4に示したシーケンスを一意的に決定する(ステップS
1)。
ち、図4の矢印群G1,G2等の数)、各送信に対する
駆動周波数及び駆動音圧(すなわち、送信条件)、フレ
ーム間隔t1,間歇送信間隔t2等の値を入力する。こ
こでは、送信フレーム枚数N=6とし、一フレームにお
ける超音波送信は、図4に示した様に機械的作用を4段
階的に増大させて実行される。
ら、所望のプログラムを対話的に選択することでシーケ
ンスを決定できる構成であってもよい。
被検体のスキャンを開始する(ステップS2)。
造影剤の投与前に行われるBモード、ドプラモード等に
よる観察である。従って、本ステップでは、図4に示し
たシーケンスでなく、通常のシーケンスによるスキャン
が実行される。
ケンスに基づく超音波送信等を開始する(ステップS
3)。
るボタンを押すこと等によって実行される。
ンスに基づくスキャンが実行される(ステップS4乃至
ステップS6)。すなわち、まず図4のG1に対応する
一フレームの超音波送信が実行され、それぞれの超音波
に応じたエコー信号が受信される。受信された各エコー
信号は、所定の処理の後画像情報として、送信条件の情
報と共に画像をイメージメモリあるいは記憶媒体に、機
械的作用の段階毎に記録される。
各回ごとに可変となるよう設定可能である)を持って、
送信フレーム6枚分の超音波送信が繰り返される(ステ
ップS7等)。ステップS7において、送信フレームの
合計が6枚と判断された場合には、超音波診断装置10
は図4に示した送信シーケンスを終了する(ステップS
8)。
力部の終了ボタンを押すことなどによって実行される
が、例えば予め準備されたプログラムに、繰り返し回数
が記録されており、所定の回数を実行した時点で自動的
に終了する構成であってもよい。
後に呼び出され表示部28に表示される。この時、表示
部28には表示画像に対応した送信条件も同時に表示さ
れる。また、記録されたフレーム群を連続的に再生した
り、コマ送り、逆再生、並列表示などが可能である。
たシーケンスによって得られた複数の超音波画像を、同
一送信条件を有する画像群ごとに再編し表示する機能を
有している。当該画像の再編は、各画像データに付され
た送信条件及び時間情報に基づいて実現される。具体的
には、同一送信条件が付された画像データを抽出し、こ
れらの抽出された画像データを、さらに時間情報に基づ
いて経時的に配列すればよい。
の図である。
る各画像「a」、「b」、「c」、「d」(同図上段)
は、同図下段に示すように、送信条件を基準とした画像
群に分類され、さらに時系列的に配列される。こうして
再編された各画像群は、同一の送信条件を有する画像に
よって構成されるから、ほぼ同程度の直径を有する造影
剤バブルに基づく生体情報を反映していると言える。す
なわち、各画像群は、赤血球を循環させる血流循環系か
らの生体情報が支配的な超音波画画像、或いは赤血球よ
り小さな血流(血漿)循環系からの生体情報が支配的な
超音波画像のどちらかによって統一的されている。
群を構成する全ての画像のループ再生、一の画像群を構
成する全ての画像のループ再生、数個の画像群によるル
ープ再生、コマ送り再生等任意の形態にて画像表示する
ことが可能となっている。
像群(例えば、図6下段)に対して適当な部分領域を指
定し、その領域内の輝度ヒストグラムもしくは平均輝度
値を求める機能と、輝度変化曲線(TIC)を演算する
機能を有する。
られた各TICの一例を示している。曲線Aが、画像群
AによるTICであり、曲線Bが画像群BによるTIC
である。なお、図7の縦軸は、受信した超音波に関する
信号強度を、横軸は、経過時間(すなわち、間歇送信の
反復に対応した経過時間)を示している。
ブルの流れは、赤血球の流れの他に、赤血球より十分小
さな粒子の流れを反映している。曲線Aは、各フレーム
において比較的低音圧の送信によって得られた画像
「a」に基づいているからである。また、曲線Aは、血
管壁から漏れ出す非常に遅い流れも含んでいるため、い
わゆる血流バフュージョンが飽和状態に達した後も、輝
度上昇は微小に上昇を続けている。
で飽和に達している。これは、曲線Bが、各フレームに
おいて低音圧送信後の大音圧送信によって得られた画像
「b」に基づいており、直接的な赤血球の流れを反映す
るからである。
ャンの間歇間隔を大きくすると、バブルが関心領域に充
満するため、より急激に信号強度が上昇することにな
る。
な機能として、得られた複数の曲線に対して加算、減算
などの画像処理が可能となっている。
いて機械的作用を段階的に増大させた超音波送信を行う
ので、サイズの異なる造影剤バブル毎に段階的な崩壊を
発生させることができる。造影剤バブルは、そのサイズ
によって流入できる生体領域が異なるから、それぞれの
崩壊をエコー源とした超音波画像生成を行えば、さらに
多くの生態情報、例えば、より詳細な血行動態、赤血球
よりも小さな物質の動態を反映した情報、捕食細胞の分
布情報等を、超音波診断において提供することができ
る。
るものではなく、実施段階ではその趣旨を逸脱しない範
囲で種々に変形することが可能である。また、各実施形
態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その
場合組合わせた効果が得られる。さらに、上記実施形態
には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数
の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が
抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件
から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しよ
うとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果
の欄で述べられている効果の少なくとも1つが得られる
場合には、この構成要件が削除された構成が発明として
抽出され得る。
せることでバブル消失の程度を制御し、赤血球相当の大
きさの造影剤バブルと、それよりも十分小さい造影剤バ
ブルを、独立に観察あるいは定量化することが可能な超
音波診断装置を実現することができる。
略構成図を示している。
関係を示したグラフ。
す概念図。
シーケンスの一例を説明するための図である。
キャンプロトコルを示してフローチャートである。
示す概念図。
曲線の概念図。
Claims (8)
- 【請求項1】被検体内部の診断対象を超音波で走査し、
超音波断層画像を取得する超音波診断装置であって、 前記被検体の所定の断層面について、前記被検体の血管
内の血液中及び血管外の組織液中並びにリンパ液中のそ
れぞれに存在する造影剤バブルを崩壊させるための第1
の超音波と、前記第1の超音波によって崩壊しなかっ
た、前記被検体の血管内の血液中を流れる残余の造影剤
バブルを崩壊させるための第2の超音波と、を照射する
照射手段を具備することを特徴とする超音波診断装置。 - 【請求項2】前記照射手段は、前記第1の超音波よりも
高い音圧にて前記第2の超音波を照射することを特徴と
する請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項3】前記照射手段は、前記第1の超音波よりも
低い周波数にて前記第2の超音波を照射することを特徴
とする請求項1記載の超音波診断装置。 - 【請求項4】前記照射手段は、前記所定の断層面につい
て前記第1の超音波と前記第2の超音波とを異なるタイ
ミングで照射する一フレーム照射を、前記診断対象に造
影剤粒子を蓄積させるための時間間隔によって間歇照射
することを特徴とする請求項1乃至請求項4のうちいず
れか一項記載の超音波診断装置。 - 【請求項5】前記間歇送信に基づいて複数の超音波画像
を取得した場合、同一の前記送信条件を有する複数の超
音波画像を同時に表示する表示手段をさらに具備するこ
とを特徴とする請求項4記載の超音波診断装置。 - 【請求項6】前記表示手段は、前記同時に表示する複数
の超音波画像を経時的に配列し表示することを特徴とす
る請求項5記載の超音波診断装置。 - 【請求項7】前記間歇送信に基づいて複数の超音波画像
を取得した場合、同一の前記送信条件を有する複数の超
音波画像に基づいて、送信条件毎の輝度変化曲線を演算
する手段をさらに具備することを特徴とする請求項4記
載の超音波診断装置。 - 【請求項8】前記送信条件は、送信周波数、送信駆動電
圧値、送信波数のうちの少なくとも一つを含むことを特
徴とする請求項5又は7記載の超音波診断装置。
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