JP4382382B2 - Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic probe - Google Patents

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【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は超音波診断装置及び超音波プローブに係り、特に、被検体内から得られる反射超音波に基づいて超音波画像データを生成して表示する超音波診断装置及び超音波プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された超音波振動子から発生する超音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反射信号を前記超音波振動子によって受信して画像データを生成し、モニタ上に表示するものである。この診断方法は、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次元画像が容易に観察できるため、臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。
【０００３】
この超音波診断装置には種々の診断法があるが、今日、最も一般的に使用されているものとして、被検体内を超音波送受信ビームで走査して得られる反射信号の大きさを２次元表示するＢモード画像表示法と、受信信号のドプラ偏移周波数から血液の流速や組織の運動速度などを２次元表示するドプラモード画像表示法が周知である。
【０００４】
図１２は、従来の超音波診断装置の概略構成を示したものである。超音波診断装置１００は、超音波プローブ４０と診断装置本体４１から構成され、超音波プローブ４０では、送信において電気信号を超音波に変換し、また受信において超音波を電気信号に変換する超音波振動子７１と、超音波プローブ４０を診断装置本体４１に接続するためのプローブコネクタ４５とがケーブル４４を介して接続されている。
【０００５】
一方、診断装置本体４１は、超音波プローブ４０の超音波振動子７１を駆動して被検体内に送信超音波を放射するための送信回路４７と、前記超音波振動子７１を介して受信超音波を受信し、超音波画像データを生成する受信回路４８と、この画像データを表示する表示部４９を備えている。また、図１２に示すように診断装置本体４１に複数の超音波プローブ４０（例えば４０ａ乃至４０ｃ）が接続される場合には、各プローブコネクタ４５ａ、４５ｂ、４５ｃが接続されるプローブコネクタ選択回路５０が設けられる。
【０００６】
このような構成の超音波診断装置１００において、前記送信回路４７は、一定の繰返し周波数を有する振動子駆動信号を出力し、プローブコネクタ選択回路５０によって選択された超音波プローブ４０、例えば、超音波プローブ４０ａとするとその超音波振動子７１ａに供給して被検体内に送信超音波を放射する。
【０００７】
一方、被検体内から反射した受信超音波（超音波エコー）は前記超音波振動子７１ａによって電気的な受信信号に変換され受信回路４８に入力される。この受信回路４８は前記受信信号に基づいて超音波画像データを生成し、表示部４９に表示する。
【０００８】
この従来装置において、超音波振動子７１と送信回路４７、あるいは超音波振動子７１と受信回路部４８との間には、図示しない周波数特性調整用（同調用）のインダクタを直列に挿入することによって、超音波振動子７１、ケーブル４４、送信回路４７及び受信回路４８によって決定される周波数特性を調整し、最適化する。この場合のインダクタの直列挿入は、一般にＢモード画像の高分解能化に有効である。これに対して、高感度化が高分解能化より優先されるドプラモード画像においては、インダクタを並列接続（信号線・グランド間に挿入）することによって、前記周波数特性を狭帯域化してドプラ信号成分のみを感度よく受信する方法が採られている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００９】
一方、超音波診断に用いる数ＭＨｚ帯の超音波は被検体内で伝達する過程で減衰し、単位長さ当たりの減衰量は周波数が高いほど大きい。このため、従来の超音波診断装置１００では、観察しようとする臓器に適した周波数の超音波振動子７１を有した超音波プローブ４０を選択して用いていた。例えば、深部の腹部臓器では３．５ＭＨｚ、乳腺、甲状腺では５ＭＨｚ、また浅部の頚部では７．５ＭＨｚの超音波周波数が一般に使用されてきた。
【００１０】
【特許文献１】
特公平６−１４９３５号公報（第２−３頁、第１図）
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
被検体内臓器の形態学的情報、あるいは組織の質的情報の観察を目的としているＢモード法では、高分解能な画像を得るために広帯域信号を送受信する必要がある。一方、ドプラ偏移周波数から運動情報を画像化して表示するドプラ法では、比較的狭いドプラ信号帯域における送受信感度を優先させため、高い共振Ｑ値を有した狭帯域送受信系を用いることが望ましい。しかしながら、従来の超音波診断装置１００では、超音波振動子７１と送受信回路の間に挿入される同調用回路素子の接続は固定されていたため、Ｂモード画像の分解能とドプラモード画像の感度のいずれかを犠牲にしなければならないという問題があった。
【００１２】
また、複数の臓器に対して診断を行なう場合、その臓器に最適な周波数をもった専用プローブを交換する必要があり、診断効率を著しく低下させていた。
【００１３】
更に、従来の超音波プローブ４０を構成する超音波振動子７１は、送信時の周波数帯域と受信時の周波数帯域がほぼ等しいため、例えば、ＴＨＩ（組織ハーモニックイメージング）のように送信超音波パルスの高調波成分を受信して画像化を行なう場合には、前記周波数帯域の低域成分で送信し、高域成分で受信せざるを得なかった。このため十分な帯域幅と送受信感度を得ることができず、超音波画像の画質と感度の劣化を招いていた。
【００１４】
本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、診断目的に応じて超音波プローブと超音波送信部、あるいは超音波プローブと超音波受信部との整合条件を切り換え制御することにより、高分解能かつ高感度な超音波画像を得ることができる超音波診断装置、及び超音波プローブを提供することにある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、異なる共振周波数を有した複数の超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記複数の超音波振動子の中から所望の共振周波数を有する超音波振動子を選択する振動子選択手段と、少なくとも第１又は第２の動作モードに応答して少なくとも第１又は第２の送信駆動信号を出力する送信手段と、前記第１の動作モードに応答して前記送信手段から出力された前記第１の送信駆動信号を第１の同調用回路素子を介して前記選択された超音波振動子に供給する手段と、前記第２の動作モードに応答して前記送信手段から出力された前記第２の送信駆動信号を第２の同調用回路素子を介して前記選択された超音波振動子に供給する手段と、前記第１又は第２の送信駆動信号に応答して前記選択された超音波振動子から出力された第１又は第２の受信超音波信号を前記第１又は第２の同調用回路素子を介して受信し、第１又は第２の画像信号に変換する受信手段と、前記受信手段から出力された前記第１又は第２の画像信号に基づいて、第１又は第２の超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、前記画像データ生成手段から出力された前記第１又は第２の超音波画像データを表示する表示手段とを備え、前記第１の同調用回路素子および第２の同調用回路素子は、前記複数の超音波振動子毎に設けられることを特徴とするものである。
【００２１】
したがって本発明によれば、診断目的に応じて超音波プローブと超音波送信部、あるいは超音波プローブと超音波受信部との整合条件の切り換え制御が容易となり、高分解能かつ高感度な超音波画像を得ることができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
（第１の実施の形態）
以下、本発明の第１の実施の形態について図１乃至図４を用いて説明する。図１は、本実施の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る。
【００２３】
この実施の形態で述べる超音波診断装置では、高分解能なＢモード画像と高感度なドプラモード画像とを、同一の超音波プローブによってほぼ同時に得ることを目的としており、その特徴は、超音波振動子と送信回路部あるいは受信回路部の間に、切り換えスイッチを介して周波数特性調整用回路素子（以下では同調用回路素子とよぶ）を複数チャンネル挿入し、画像モードを変更する際に、前記切り換えスイッチによって最適な同調用回路素子を選択することにある。
【００２４】
本発明の超音波診断装置１００は、被検体表面に接触させて超音波の送受信を行う複数種類の超音波プローブ４０（ここでは超音波プローブ４０ａ、４０ｂの２種類とするが個数は問わない）と、この超音波プローブ４０に対して駆動信号を供給し、また超音波プローブ４０からの受信信号に基づいて超音波画像データを生成して表示する診断装置本体４１を備えている。
【００２５】
超音波プローブ４０ａ及び４０ｂは、プローブヘッド４３ａ、４３ｂと、これらのプローブヘッド４３を診断装置本体４１に接続するためのプローブコネクタ４５ａ、４５ｂがＮａチャンネル、Ｎｂチャンネルのケーブル４４ａ、４４ｂを介して接続されている。そして、プローブヘッド４３ａ、４３ｂには、超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎ、７１ｂ−１乃至７１ｂ−Ｎ（図４を参照）が配列され、これらは送信において電気信号を超音波に変換し、また受信において超音波を電気信号に変換する機能を有している。
【００２６】
超音波プローブ４０を構成するプローブヘッド４３の超音波振動子７１−１乃至７１−Ｎ（これは、超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎ、７１ｂ−１乃至７１ｂ−Ｎの両方を表現する。以下同じ。）は、図２（ａ）に示すようにスキャン方向（Ｘ方向）にＮ個、１次元配列されている。図２（ｂ）は図２（ａ）のＡ−Ａ断面におけるプローブヘッド４３の断面図を示す。
【００２７】
即ち、圧電セラミックスを用いた超音波振動子７１−１乃至７１−Ｎの第１の面（上面）、及び第２の面（下面）には駆動信号を供給し、受信信号を得るための電極７３−１、７３−２がそれぞれ装着され、電極７３−１は支持台７２に固定されている。また、電極７３−２には超音波の送受信を効率良く行うための音響マッチング層７４が設けられ、更に、その表面はスライス方向（Ｙ方向）に超音波を集束させるための音響レンズ７５によって覆われている。尚、超音波プローブ４０として、例えばセクタ走査型プローブ、コンベックス走査型プローブ、あるいはリニア走査型プローブなどが用いられる。
【００２８】
図１のプローブコネクタ４５ａ、４５ｂにはコネクタピンが設けられ、一方の端子がプローブヘッド４３ａ、４３ｂに接続されているケーブル４４ａ、４４ｂの他方の端子は、チャンネル毎に同調用回路素子を介してコネクタピンに接続される。そして、このコネクタピンを介してプローブコネクタ４５ａ、あるいはプローブコネクタ４５ｂの各チャンネルは診断装置本体４１と接続される。
【００２９】
この同調用回路素子は、各画像モードにおいて最適な送受信特性を設定するためのものであり、インダクタ（コイル）やキャパシタ（コンデンサ）などの回路素子から構成されている。尚、プローブコネクタ４５ａ、４５ｂの具体的な構成については、後述の図３及び図４において診断装置本体４１の同調用素子選択部３３と纏めて説明する。
【００３０】
一方、診断装置本体４１は、送信超音波を発生するための駆動信号を生成する超音波送信部２と、被検体内からの超音波反射信号（受信超音波）を受信する超音波受信部３と、この超音波受信部３からの受信信号に基づいてＢモード画像用の画像データを生成するＢモード処理部４、およびドプラモード画像用の画像データを生成するドプラモード処理部５を備えている。
【００３１】
更に、診断装置本体４１は、Ｂモード処理部４にて生成されたＢモード画像データ、及びドプラモード処理部５において生成されたドプラ画像データ等を記憶する画像記憶部６と、超音波プローブ４０ａ、４０ｂのプローブコネクタ４５ａ、４５ｂと接続され、このプローブコネクタ４５ａ、４５ｂの各チャンネル毎に複数種類備えられた同調用回路素子の中から所定の同調用回路素子を選択して、超音波送信部２の出力端子、あるいは超音波受信部３の入力端子と接続する同調用素子選択部３３と、表示部１０及び入力部９と、これら各ユニットを統括して制御するシステム制御部８とを備えている。
【００３２】
超音波送信部２は、レートパルス発生器１１と、送信遅延回路１２と、パルサ１３を備えている。
【００３３】
レートパルス発生器１１は、被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを発生して送信遅延回路１２に供給する。送信遅延回路１２は、送信に使用される超音波振動子７１と同数のＮチャンネルの独立な遅延回路から構成され、送信超音波パルスを所定の深さに収束するための収束用遅延時間と、送信超音波パルスを所定の方向に送信するための偏向用遅延時間を受信したレートパルスに与え、そのレートパルスをパルサ１３に供給する。一方、パルサ１３は、送信遅延回路１２と同数のＮチャンネルの独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ４０ａ又は４０ｂのプローブヘッド４３ａ又は４３ｂを構成する超音波振動子７１ａ又は７１ｂを駆動し、被検体内に超音波を放射する。
【００３４】
超音波受信部３は、プリアンプ１４と、受信遅延回路１５と、加算器１６とを備える。そして、プリアンプ１４は、超音波振動子７１ａ又は７１ｂによって電気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。受信遅延回路１５は、細い受信ビーム幅を得るため所定の深さからの超音波を収束するための収束用遅延時間と、超音波ビームの受信指向性を所定の方向に設定するための遅延時間をプリアンプ１４の出力に与えた後に加算器１６に送り、この加算器１６において超音波振動子７１ａ又は７１ｂからの複数Ｎの受信信号は加算され１つに纏められる。
【００３５】
Ｂモード処理部４は、包絡線検波器１７と、対数変換器１８と、Ａ／Ｄ変換器１９とを備えている。そして、包絡線検波器１７は、Ｂモード処理部４の入力信号に対して包絡線検波を行なって超音波周波数成分を除去し、その振幅のみを検出する。また対数変換器１８は、包絡線検波器１７の出力振幅を対数変換し、弱い信号を相対的に強調する働きをしている。一般に、被検体内からの受信信号は８０ｄＢ以上の広いダイナミックレンジをもった振幅を有しており、これを２０〜３０ｄＢ程度のダイナミックレンジをもつ通常のＣＲＴモニタに表示するためには弱い信号を強調する振幅圧縮が必要となる。Ａ／Ｄ変器１９は、この対数変換器１８の出力信号をＡ／Ｄ変換し、Ｂモード信号を形成して画像記憶部６へ出力する。
【００３６】
一方、ドプラモード処理部５は、ドプラ信号検出のための基準信号発生器２０と、π／２移相器２１と、ミキサ２２−１、２２−２と、ＬＰＦ（ローパスフィルタ）２３−１、２３−２と、Ａ／Ｄ変換器２４−１、２４−２と、ドプラ信号記憶回路２５とを備え、更に、ドプラ信号処理のためのＦＦＴ分析器２６と、演算器２７を備えている。このドプラモード処理部５では主に直交位相検波とＦＦＴ分析が行われる。
【００３７】
即ち、超音波受信部３の出力信号は、ドプラモード処理部５においてミキサ２２−１、及び２２−２の第１の入力端子に入力される。一方、この入力信号の周波数とほぼ等しい周波数をもった基準信号発生器２０の出力はミキサ２２−１の第２の入力端子に直接供給され、基準信号発生器２０の出力がπ／２移相器２１を介して９０度位相がシフトした出力はミキサ２２−２の第２の入力端子に送られる。ミキサ２２−１、２２−２の出力は、ＬＰＦ２３−１、２３−２に送られ、超音波受信部３の出力信号の周波数成分と基準信号発生器２０の信号周波数成分との和の成分が除去され、差の成分のみが抽出される。
【００３８】
Ａ／Ｄ変換器２４は、ＬＰＦ２３−１、２３−２の出力、即ち直交位相検波出力をデジタル信号に変換し、ドプラ信号記憶回路２５に出力する。ＦＦＴ分析器２６は、ドプラ信号記憶回路２５に保存したデジタル化された２つの直交成分（ＩＱ成分）を読み出してＦＦＴ分析を行う。一方、演算器２７は、ＦＦＴ分析器２６によって得られるスペクトルの中心や広がりなどの計算を行う。
【００３９】
画像記憶部６は、画像データ記憶回路２８と、表示用画像メモリ３０を備え、画像データ記憶回路２８は、所定期間において得られるＢモード画像、及びドプラモード画像の各画像データの保存を行うもので、表示部１０に表示される１枚分の画像データと、この画像データに関連する文字や図形などの付随データを合成して表示用画像メモリ３０に記憶する。
【００４０】
システム制御部８は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、入力部９からのコマンド信号などに基づいて超音波送信部２、超音波受信部３、Ｂモード処理部４、ドプラモード処理部５、画像記憶部６、更には同調用素子選択部３３などの各ユニットの制御やシステム全体の制御を統括して行う。特に、前記記憶回路には超音波プローブ４０ａ、４０ｂのＩＤに対応した最適な同調用回路素子情報、あるいは接続情報が予め保存されている。
【００４１】
入力部９は、操作パネル上にキーボード、トラックボール、マウス等を備え、装置操作者が患者情報や装置の撮影条件を入力するために用いられる。特に、診断装置本体４１に複数の超音波プローブ４０が接続されている場合には、プローブ選択ボタンによって診断対象部位に最適な超音波プローブ４０が選択される。また、画像表示モードや超音波周波数についても専用の選択ボタンによって選択される。
【００４２】
表示部１０は、表示回路３１とＣＲＴモニタ３２を備えており、表示用画像メモリ３０に記憶されたＢモード画像データやドプラモード画像データ、更にはこれらの画像に付随するデータなどは、表示回路３１においてＤ／Ａ変換された後、テレビフォーマットに変換されＣＲＴモニタ３２に表示される。
【００４３】
同調用素子選択部３３は、超音波プローブ４０ａ、４０ｂのプローブコネクタ４５ａ、４５ｂにおけるコネクタピンと対になる第２のコネクタピンを備え、これらの第２のコネクタピンは、切り換えスイッチを介して超音波送信部２のパルサ１３と超音波受信部３のプリアンプ１４にそれぞれ接続される。
【００４４】
この同調用素子選択部３３と、既に述べた超音波プローブ４０ａ、４０ｂのプローブコネクタ４５ａ、４５ｂについての具体的な構成について図３及び図４を用いて説明する。図３は１チャンネルのケーブル４４に対応した回路構成例について示しており、超音波プローブ４０（この場合、１つの超音波プローブを意味する）の図示しないプローブヘッド４３を構成する超音波振動子７１に一方の端部が接続されるケーブル４４の他方の端部は、プローブコネクタ４５の中に備えられたインダクタ４６ａを介してコネクタピン３５ａに接続される。更に、このケーブル４４の他方の端部は直接コネクタピン３５ｃに接続される。また、プローブコネクタ４５に設けられたインダクタ４６ｂの一方端は接地され、他方端はコネクタピン３５ｂに接続される。
【００４５】
一方、診断装置本体４１の超音波送信部２を構成するパルサ１３の出力端子は、超音波受信部３のプリアンプ１４の入力端子と接続され、更に、この出力端子は同調用素子選択部３３の３つの切り換えスイッチ３４ａ、３４ｂ、３４ｃの一方の端子に夫々接続される。そして、切り換えスイッチ３４ａ、３４ｂ、３４ｃの他方の端子はコネクタピン４８ａ、４８ｂ、４８ｃに夫々接続される。
【００４６】
従って、超音波プローブ４０のプローブコネクタ４５が診断装置本体４１に装着される場合、コネクタの接栓４７ａ、４７ｂ、４７ｃにおいて前記プローブコネクタ４５のコネクタピン３５ａ乃至３５ｃと、同調用素子選択部３３のコネクタピン４８ａ乃至４８ｃが１対１に対応して接続される。
【００４７】
このような構成により、パルサ１３及びプリアンプ１４と超音波振動子７１の間には、切り換えスイッチ３４ａを介してインダクタ４６ａが直列に接続され、切り換えスイッチ３４ｂ及び３４ｃを介してインダクタ４６ｂが並列に接続される。即ち、切り換えスイッチ３４ａのみをＯＮ（導通）状態にした場合は、Ｂモード画像用の直列インダクタ（４６ａ）が形成され、切り換えスイッチ３４ｂと３４ｃをＯＮ状態にした場合は、ドプラ画像用の並列インダクタ（４６ｂ）が形成される。更に、切り換えスイッチ３４ｃのみをＯＮ状態にすれば、パルサ１３及びプリアンプ１４と超音波振動子７１を直接接続することができ、また、全ての切り換えスイッチ３４ａ、３４ｂ、３４ｃをＯＦＦ状態とすることによって超音波振動子７１に対する超音波の送受信を停止することも可能となる。
【００４８】
図４は、診断装置本体４１に複数の超音波プローブ４０ａと超音波プローブ４０ｂが接続された場合を示す。この場合、超音波送信部２の出力チャンネル数と超音波受信部３の入力チャンネル数がいずれもＮであり、更に、超音波プローブ４０ａ、及び４０ｂのチャンネル数Ｎａ、ＮｂもＮの場合について示している。
【００４９】
この図４において、超音波プローブ４０ａの超音波振動子７１ａ−１は、ケーブル４４ａ−１とインダクタ４６ａａ、切り替えスイッチ３４ａａを介して超音波送信部２のパルサ１３−１、及び超音波受信部３のプリアンプ１４−１に接続される。また、超音波振動子７１ａ−１は、切り換えスイッチ３４ａｃを介してパルサ１３−１、及びプリアンプ１４−１に接続され、更に、インダクタ４６ａｂは、切り換えスイッチ３４ａｂを介して超音波送信部２のパルサ１３−１、及び超音波受信部３のプリアンプ１４−１に接続される。同様にして、超音波振動子７１ａ−２乃至７１ａ−Ｎについても、切り換えスイッチ３４ａａ、３４ａｃ、３４ａｂを介してパルサ１３−２乃至１３−Ｎ、及びプリアンプ１４−２乃至１４−Ｎに接続され、各チャンネルのインダクタ４６ａａ、４６ａｂもパルサ１３−２乃至１３−Ｎ、及びプリアンプ１４−２乃至１４−Ｎに接続される。
【００５０】
また、超音波プローブ４０ｂの超音波振動子７１ｂ−１乃至７１ｂ−Ｎは、ケーブル４４ｂ−１乃至４４ｂ−Ｎ、インダクタ４６ｂａ、切り替えスイッチ３４ｂａを介してパルサ１３−１乃至１３−Ｎ、及びプリアンプ１４−１乃至１４−Ｎに接続される。また、超音波振動子７１ｂ−１乃至７１ｂ−Ｎは、切り換えスイッチ３４ｂｃを介してパルサ１３−１、及びプリアンプ１４−１に接続され、インダクタ４６ｂｂは切り換えスイッチ３４ｂｂを介してパルサ１３−１、及びプリアンプ１４−１に接続される。
【００５１】
図４に示すように、診断装置本体４１には複数の超音波プローブ（４０ａ、４０ｂ）が接続されており、例えば、超音波プローブ４０ａを使用する場合には、超音波プローブ４０ｂのプローブコネクタ４５ｂに接続されている切り換えスイッチ３４ｂａ、３４ｂｂ、４３ｂｃの全てをＯＦＦ状態にすることによって、超音波プローブ４０ｂを診断装置本体４１から電気的に切り離すことが可能となる。即ち、前記切り換えスイッチ３４は、プローブの選択機能をも同時に兼ね備えている。尚、プローブコネクタ４５ａ、４５ｂにはプローブＩＤが記憶されているＩＤ記憶部４８ａ、４８ｂが備えられている。
【００５２】
次に、図１、図４及び図５を用いて本発明の第１の実施の形態における２次元画像データの収集手順を説明する。但し、ここではＢモード画像データとドプラモード画像データをほぼ同時に収集し、合成して表示する場合について述べる。
【００５３】
画像データの収集に先だって、操作者は入力部９に設けられた選択ボタンを用いて診断対象部位に最適な超音波プローブ４０（例えば４０ａ）を選択し、次いで、画像表示モードとしてＢモードとドプラモードの同時表示モードを選択する。一方、システム制御部８は、選択された超音波プローブ４０ａのプローブコネクタ４５ａに備えられたＩＤ記憶部４８ａからプローブＩＤを読み取り、次いで、システム制御部８の記憶回路に予め保存されている同調用回路素子情報や接続情報の中から、このプローブＩＤに対応した関連情報を読み出し、以下に述べるインダクタ４６の接続制御をはじめとする各種の接続方法を設定する。
【００５４】
次いで、システム制御部８は、入力部９から入力されたプローブ選択情報や画像表示方法を記憶回路に保存した後、所定方向（θ１）におけるＢモード画像データの収集を行う。まずシステム制御部８は、図４の超音波プローブ４０ｂに接続されている同調用素子選択部３３に制御信号を供給し、切り替えスイッチ３４ｂａ乃至３４ｂｃをＯＦＦ状態にする。次いで、選択された画像表示モードの情報に基づいて、選択された超音波プローブ４０ａに接続されている同調用素子選択回路３３の切り替えスイッチ３４ａａをＯＮ状態に、また３４ａｂ、３４ａｃをＯＦＦ状態に設定する。
【００５５】
超音波の送信に際して、図１のレートパルス発生器１１はシステム制御部８からの制御信号に同期し、被検体内に放射する超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパルスを送信遅延回路１２に供給する。
【００５６】
送信遅延回路１２は、超音波プローブ４０ａの超音波振動子７１と同数（Ｎ）の独立な遅延回路から構成されており、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を収束するための遅延時間と、所定の方向（θ１）に超音波を送信するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００５７】
パルサ１３は、送信遅延回路１２と同様にして、超音波振動子７１と同数（Ｎ）の独立な駆動回路を有しており、レートパルスの駆動によって超音波振動子駆動パルスを生成する。パルサ１３−１乃至１３−Ｎの各駆動パルスは図４に示す同調用素子選択部３３の各チャンネルの切り換えスイッチ３４ａａ、プローブコネクタ４５ａのインダクタ４６ａａ、更には、ケーブル４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎを介して超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎに送られ、被検体内に超音波パルス（送信超音波）を放射する。
【００５８】
被検体内に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面あるいは組織にて反射する。被検体組織にて反射した受信超音波は、送信時と同じ超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎによって受信されて電気信号に変換され、ケーブル４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎ、各チャンネルのインダクタ４６ａａ、切り換えスイッチ３４ａａを介して図１に示す超音波受信部３のプリアンプ１４−１乃至１４−Ｎに夫々入力される。
【００５９】
プリアンプ１４にて所定の増幅が行われた受信信号は受信遅延回路１５に送られ、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間が与えられ、加算器１６に送られる。そして、プリアンプ１４、受信遅延回路１５を介して入力されたＮチャンネルの受信信号は加算器１６にて加算合成されて１つの受信信号に纏められ、Ｂモード処理部４に送られる。
【００６０】
Ｂモード処理部４に送られた受信信号は、包絡線検波器１７、対数変換器１８、Ａ／Ｄ変換器１９によって包絡線検波、対数変換、Ａ／Ｄ変換がなされた後、画像記憶部６の画像データ記憶回路２８に保存される。
【００６１】
次に、ドプラモード画像データの収集手順について説明する。このドプラモード画像では、同一方向（θ１）に連続的に複数回超音波の送受信を行い、このとき得られる受信信号に対してＦＦＴ（Fast-Fourier-Transform）分析を行う。
【００６２】
まず、システム制御部８は、画像表示モード選択情報に基づいて図４の超音波プローブ４０ａに接続されている同調用素子選択部３３に制御信号を供給し、切り替えスイッチ３４ａａをＯＦＦ状態に、また切り替えスイッチ３４ａｂ及び３４ａｃをＯＮ状態に切り換える。
【００６３】
レートパルス発生器１１は、システム制御部８からの制御信号に同期してレートパルスを送信遅延回路１２に供給し、送信遅延回路１２は、送信超音波ビームを所定の距離に収束するための遅延時間と、θ１方向に偏向するための遅延時間をレートパルスに与え、このレートパルスをパルサ１３に供給する。
【００６４】
図４のパルサ１３−１乃至１３−Ｎは、レートパルスの駆動によって超音波振動子駆動信号を生成し、この駆動信号は同調用素子選択部３３の各チャンネルの切り換えスイッチ３４ａｃとケーブル４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎを介して超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎに送られ、被検体内に超音波パルス（送信超音波）を放射する。但し、各切り換えスイッチ３４ａｃとパルサ１３−１乃至１３−Ｎの接続ラインは、各チャンネルの切り換えスイッチ３４ａｂを介してそれぞれインダクタ４６ａｂと接続され、このインダクタ４６ａｂの他の端子は接地される。
【００６５】
被検体内に放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる被検体内の臓器間の境界面あるいは組織の反射体にて反射する。このとき、心臓壁や血球などのように動きのある反射体で反射する受信超音波の周波数はドプラ偏移を受ける。
【００６６】
被検体組織にて反射した受信超音波は、送信時と同じ超音波振動子７１ａ−１乃至７１ａ−Ｎによって受信されて電気信号に変換され、ケーブル４４ａ−１乃至４４ａ−Ｎと切り換えスイッチ３４ａｃを介して図１に示す超音波受信部３のプリアンプ１４に入力される。但し、この場合も各切り換えスイッチ３４ａｃとパルサ１３−１乃至１３−Ｎの接続ラインは各チャンネルの切り換えスイッチ３４ａｂを介してそれぞれインダクタ４６ａｂと接続され、このインダクタ４６ａｂの他の端子は接地される。
【００６７】
プリアンプ１４にて所定の増幅が行われた受信信号は受信遅延回路１５に送られ、受信において細いビーム幅を得るために所定の深さからの超音波を収束するための遅延時間と、超音波ビームに対して所定の方向（θ１）に強い受信指向性をもたせて受信するための遅延時間が与えられ、加算器１６に送られる。プリアンプ１４、受信遅延回路１５を介して入力されるＮチャンネルの受信信号は加算器１６にて加算合成されて１つの受信信号に纏められ、ドプラモード処理部５に送られる。
【００６８】
ドプラモード処理部５は、加算器１６の出力に対してミキサ２２及びＬＰＦ（低域通過フィルタ）２３を用いて直交位相検波して複素信号に変換し、Ａ／Ｄ変換器２４にてデジタル信号に変換した後、ドプラ信号記憶回路２５に保存する。
【００６９】
このような動作を同一方向（θ１）に対して複数回繰り返し行い、ドプラ信号記憶回路２５に保存された複数の受信信号に対して、ＦＦＴ分析器２６は周波数スペクトルを算出する。
【００７０】
更に、演算器２７はＦＦＴ分析器２６から出力されるθ１方向の各ポイントの周波数スペクトルに対して、その中心（組織や血流の平均速度）を算出し、システム制御部８はその演算結果をドプラ画像データとして、画像データ記憶回路２８に保存する。
【００７１】
尚、超音波受信信号のドプラ成分の算出において、上記のようなＦＦＴ分析を用いる方法の代わりに、ＭＴＩフィルタリングと自己相関処理を行ないドプラ成分スペクトルの中心（即ち平均速度）やパワー、あるいは分散値を求める方法であってもよい。
【００７２】
次に、超音波の送受信方向をΔθずつ順次更新させながらθ１＋（Ｍ−１）Δθまで変更してＭ方向の走査によって上記と同様な手順で超音波の送受信を行い、被検体内をリアルタイム走査する。このとき、システム制御部８は、その制御信号によって送信遅延回路１２及び受信遅延回路１５の遅延時間を上記超音波送受信方向に対応させて順次切り替えながら、Ｂモード画像データとドプラ画像データを収集する。但し、上記Ｍ方向においてＢモード画像データを収集する場合は、同調用素子選択部３３の切り替えスイッチ３４ａａをＯＮ状態、３４ａｂ、３４ａｃをＯＦＦ状態に設定し、ドプラモード画像データを収集する場合には切り替えスイッチ３４ａａをＯＦＦ状態、３４ａｂと３４ａｃをＯＮ状態に切り換える。そして、Ｍ方向において得られた夫々の画像データを画像データ記憶回路２８に保存する。
【００７３】
また、システム制御部８は、Ｍ方向の超音波走査によって得られた1枚分のＢモード画像データやドプラモード画像データ、あるいは入力部９から入力された撮影条件等の付帯情報を表示用画像メモリ３０において合成保存し、表示回路３１にてＤ／Ａ変換やＴＶフォーマット変換を行った後、ＣＲＴモニタ３２にて表示する。
【００７４】
以上述べた第1の実施の形態によれば、超音波プローブ４０のプローブコネクタ４５において直列接続用のインダクタ４６ａと、並列接続用のインダクタ４６ｂが設けられ、前記プローブコネクタ４５が接続される診断装置本体４１の同調用素子選択部３３には、前記インダクタ４６ａ、４６ｂを選択して接続するための切替スイッチ３４ａ、３４ｂと直接接続用の切り換えスイッチ３４ｃが備えられる。
【００７５】
そして、高分解能が要求されるＢモード画像表示においては、直列共振用のインダクタ４６ａが超音波振動子７１とパルサ１３、あるいはプリアンプ１４の間に挿入され、一方、高感度が要求されるドプラモードにおいては、超音波振動子７１と超音波送信部２、あるいは超音波受信部３は直接接続され、この接続ラインに並列共振用のインダクタ４６ａが接続される。このため、超音波プローブ４０を交換することなく、Ｂモード画像の高分解能化とドプラ画像の高感度化が可能となり、従来困難とされてきた分解能に優れたＢモード画像と、感度に優れたドプラ画像の同時表示が可能となる。超音波プローブ４０が複数種類設けられる場合も、その選択された超音波プローブにおいて同様の効果を有することは言うまでもない。
【００７６】
（第１の実施の形態の変形例）
上記実施の形態において、超音波振動子７１と、パルサ１３あるいはプリアンプ１４の間に挿入される同調用回路素子としてインダクタ４６を用いたが、これに限定されるものではなく、例えば、並列接続用の回路素子は図５に示すようにインダクタ４６ｂとキャパシタ４９によって合成されたものであってもよい。
【００７７】
また、図６に示すように直列接続用の回路素子は挿入せずに、超音波振動子７１と、パルサ１３、あるいはプリアンプ１４が直接接続されてもよい。図６（ａ）は直接接続と並列インダクタ、図６（ｂ）は直接接続と直列インダクタの場合を示しており、超音波振動子７１が有するインダクタンス成分やキャパシタンス成分の大きさによっては直列接続用のインダクタ４６ａ、あるいは並列接続用のインダクタ４６ｂは不要になる場合がある。
【００７８】
また、セクタ走査型プローブを用いた連続波ドプラ法では送信専用の超音波振動子７１と受信専用の超音波振動子７１が分離されて用いられるが、上記の構成によって送信チャンネルと受信チャンネルにおいて最適な同調条件を設定することが可能となる。例えば、送信チャネルは同調用回路素子として直列インダクタ４６ａを選択し、受信側チャネルでは直接接続を選択することによって、受信専用の超音波振動子７１から受信回路部３に至る伝達損失を抑えることが可能となる。
【００７９】
尚、図６（ａ）及び図６（ｂ）に示した回路構成は、図３における切り換えスイッチ３４ａ乃至３４ｃを制御することによって実現できる。
【００８０】
（第２の実施の形態）
次に、本発明の第２の実施の形態につき図７及び図８を用いて説明する。この第２の実施の形態で述べる超音波診断装置では、同一の超音波プローブ４０を用い、診断対象部位あるいは診断目的に最適な超音波周波数によってＢモード画像データ、あるいはドプラモード画像データの収集と表示を行なうことを目的としており、その特徴は、超音波振動子７１と送信回路部あるいは受信回路部の間に、切り換えスイッチ３４を介して同調用回路素子を複数チャンネル挿入し、画像を生成する超音波周波数に対応した同調用回路素子を前記切り換えスイッチ３４によって選択することにある。
【００８１】
尚、第２の本実施の形態に使用される診断装置本体４１は、第１の実施の形態の場合と同様であるため、その詳細な説明は省略し、ここでは、超音波プローブ４０のプローブコネクタ４５、及び同調用回路選択部３３における回路構成について述べる。
【００８２】
図７は、１チャンネルのケーブル４４に対応した回路構成例について示しており、超音波プローブ４０の図示しないプローブヘッド４３を構成する超音波振動子７１に一方の端部が接続されるケーブル４４の他方の端部は、プローブコネクタ４５の中に備えられたインダクタンスＬ１、Ｌ２の２つのインダクタ４６ａ−１、４６ａ−２の一方の端部が接続され、このインダクタ４６ａ−１、４６ａ−２の他方の端子はコネクタピン３５ａ−１、３５ａ−２に夫々接続される。
【００８３】
一方、診断装置本体４１の超音波送信部２を構成するパルサ１３の出力端子は、超音波受信部３のプリアンプ１４の入力端子と接続され、更に、この出力端子は同調用素子選択部３３の２つの切り換えスイッチ３４ａ−１、３４ａ−２の一方の端子に並列接続される。そして、切り換えスイッチ３４ａ−１、３４ａ−２の他方の端子はコネクタピン４８ａ−１、４８ａ−２に接続される。
【００８４】
従って、超音波プローブ４０のプローブコネクタ４５が診断装置本体４１に装着される場合、コネクタの接栓４７ａ−１、４７ａ−２においてプローブコネクタ４５のコネクタピン３５ａ−１、３５ａ−２と、同調用素子選択部３３のコネクタピン４８ａ−１、４８ａ−２がそれぞれ接続される。
【００８５】
このような構成により、パルサ１３、あるいはプリアンプ１４と超音波振動子７１の間には、切り換えスイッチ３４ａ−１、３４ａ−２を介して並列接続されたインダクタ４６ａ−１と４６ａ−２を挿入することができ、切り換えスイッチ３４ａ−１、３４ａ−２のＯＮ／ＯＦＦの状態によって３種類のインダクタンスを形成することが可能となる。
【００８６】
例えば、インダクタ４６ａ−１、４６ａ−２のインダクタンスを夫々Ｌ１＝１５μＨ、Ｌ２＝１０μＨとした場合、切り換えスイッチ３４ａ−１のみをＯＮ（導通）状態とした場合は１５μＨのインダクタを形成し、切り換えスイッチ３４ａ−２のみをＯＮ状態とした場合は１０μＨのインダクタを形成し、切り換えスイッチ３４ａ−１、３４ａ−２のいずれをもＯＮ状態とした場合には６μＨのインダクタを形成することができ、切り換えスイッチ３４ａを制御することによって、最適なインダクタンスが形成される。
【００８７】
この第２の実施形態をＢモード法あるいはドプラモード法に適用すれば、同じ超音波プローブ４０を用いた場合であっても、超音波振動子７１やケーブル４４あるいは前記インダクタ４６などによって決定される信号系の共振周波数を可変にすることができるため、異なる周波数の超音波画像を容易に得ることができる。
【００８８】
また、図８は同調用のインダクタ４６ｂを並列接続した場合であり、プローブコネクタ４５に設けられたインダクタ４６ｂ−１、４６ｂ−２の一方端は接地され、他方端はコネクタピン３５ｂ−１、３５ｂ−２に接続される。
【００８９】
一方、診断装置本体４１の超音波送信部２を構成するパルサ１３の出力端子は、超音波受信部３のプリアンプ１４の入力端子と接続され、更に、この出力端子は同調用素子選択部３３の２つの切り換えスイッチ３４ｂ−１、３４ｂ−２の一方の端子に夫々接続される。そして、この切り換えスイッチ３４ｂ−１、３４ｂ−２の他方の端子はコネクタピン４８ｂ−１、４８ｂ−２に接続され、コネクタの接栓４７ｂ−１、４７ｂ−２において前記プローブコネクタ４５のコネクタピン３５ｂ−１、３５ｂ−２と、同調用素子選択部３３のコネクタピン４８ｂ−１、４８ｂ−２がそれぞれ接続される。
【００９０】
このように同調用インダクタ４６を信号ラインに対して並列した場合であっても、前記インダクタ４６ｂのインダクタンス値を切り換えスイッチ３４ｂを用いて制御することによって、同じ超音波プローブ４０を用いた場合であっても、異なる周波数の超音波画像を得ることができる。
【００９１】
尚、図７及び図８において、２つのインダクタ４６を並列接続した場合について述べたが、並列接続されるインダクタ４６の数は２つに限定されない。また、インダクタ４６の代わりにキャパシタや抵抗など、他の回路素子であってもよいし、これらが合成されたものであってもよい。また、図７に示した方法と図８に示した方法を組み合わせて用いてもよい。
【００９２】
（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態につき、図９を用いて説明する。
【００９３】
この第３の実施の形態で述べる超音波診断装置では、同一の超音波プローブ４０を用いて高周波の超音波画像と低周波の超音波画像を得ることを目的としており、その特徴は、共振周波数の異なる複数の超音波振動子７１の中から所望の超音波振動子７１を選択し、この超音波振動子７１に対して最適な同調用回路素子を選択して前記超音波振動子７１と送信回路部あるいは受信回路部の間に設けることを特徴としている。
【００９４】
尚、第３の実施の形態に使用される診断装置本体４１は第１の実施の形態の場合と同様であるため、その詳細な説明は省略し、ここでは、超音波プローブ４０の構成を中心に述べる。
【００９５】
図９（ａ）において、超音波振動子７１は、例えばスキャン方向においてＮ個配列され、スライス方向において３個配列されており、超音波振動子７１−２１−１乃至７１−２１−Ｎは共振周波数がｆ１となり、超音波振動子７１−２２−１乃至７１−２２−Ｎは共振周波数がｆ２となり、超音波振動子７１−２３−１乃至７１−２３−Ｎは共振周波数がｆ３となっている。例えば、ｆ１＝３．５ＭＨｚ、ｆ２＝５ＭＨｚ、ｆ３＝７．５ＭＨｚである。以下では３種類の超音波振動子７１−２１−１乃至７１−２３−１の送受信方法につき図９（ｂ）を用いて説明する。
【００９６】
図９（ｂ）において、超音波振動子７１−２１−１乃至７１−２３−１の夫々は、超音波プローブ４０内に備えられた切り換えスイッチ７６−１乃至７６−３を介してケーブル４４の一方の端部に接続されている。一方、前記ケーブル４４の他方の端部は、インダクタ４６ａ−１’乃至４６ａ−３’の一方の端子に接続される。更に、このインダクタ４６ａ−１’乃至４６ａ−３’の他方の端子は、接栓４７ａ−１’乃至４７ａ−３’を介して切り換えスイッチ３４ａ−１’乃至３４ａ−３’の一方の端子に夫々接続されている。そして、切り換えスイッチ３４ａ−１’乃至３４ａ−３’の他方の端子は、共通接続されてパルサ１３−１、あるいはプリアンプ１４−１に接続される。
【００９７】
このような構成をした第３の実施の形態の超音波プローブ４０を診断装置本体４１に接続して、例えば超音波周波数ｆ１を用いて腹部の超音波診断を行なう場合には、操作者は入力部９において診断対象臓器名（腹部）あるいは超音波周波数（ｆ１）を設定する。システム制御部８は設定信号を入力部９から受け、制御信号を切り換えスイッチ７６−１乃至７６−３に供給し、切り換えスイッチ７６−１のみをＯＮに設定して設定周波数（ｆ１）を共振周波数とする超音波振動子７１−２１−１を選択する。更に、システム制御部８は切り換えスイッチ３４ａ−１’乃至３４ａ−３’に制御信号を送り、インダクタ４６ａ−１’乃至４６ａ−３’の中から最適な１つあるいは複数のインダクタ４６を選択する。
【００９８】
共振周波数ｆ２、あるいは共振周波数ｆ３の場合も同様な手順で切り換えスイッチ７６−２、７６−３によって所定の超音波振動子７１−２２−１、７１−２３−１が選択され、更に、切り換えスイッチ３４ａ−１’乃至３４ａ−３’によって各々の超音波振動子７１−２２−１、７１−２３−１に最適なインダクタンスが形成される。
【００９９】
このような構成の第３の実施の形態によれば、1つの超音波プローブ４０に異なる共振周波数をもった3種類の超音波振動子７１と、この超音波振動子７１に最適な同調用回路素子が備えられているため、共振周波数が異なる超音波プローブ４０を交換することなく、浅部臓器の診断と深部臓器の診断を行なうことができる。
【０１００】
尚、本実施の形態の有効な適用法として、高分解能が要求されるＢモード画像データの収集において高周波超音波を用い、感度が要求されるドプラモード画像データの収集において低周波超音波を用いてもよい。
【０１０１】
更に、本実施の形態をＴＨＩ（ティッシュハーモニックイメージング）やＣＨＩ（コントラストハーモニックイメージング）に適用することができる。ＴＨＩは被検体内に基本波ｆ０の中心周波数をもつ超音波パルスを送信し、２倍高調波（２ｆ０）の成分を受信することによって、サイドローブ起因のアーチファクトを減らし、方位分解能に優れた画像を得ることができる。一方、ＣＨＩは体内へ超音波造影剤（バブル）を静脈注射にて注入した状態で、基本波ｆ０の超音波パルスを送信し、バブルが崩壊する際に発生する２倍高調波（２ｆ０）の成分を受信することによって、バブルの行き渡っている潅流域が良好に表示できるため、心筋のパージュージョン等を映像化する手法として用いられている。
【０１０２】
このような場合において、基本波成分（ｆ０）を送信する場合には低周波用の超音波振動子７１を用い、2倍高調波成分（２ｆ０）を受信する場合には高周波用の超音波振動子７１を用いることができる。ＴＨＩの２倍高調波と区別するためにＣＨＩの場合には３倍高調波成分（３ｆ０）を受信し映像化してもよい。
【０１０３】
更に、超音波ＤＤＳ（ドラックデリバリーシステム）においても本実施の形態を有効に用いることが可能である。ＤＤＳは、被検体内に注入されたマイクロバブルに付加された薬剤が所定部位に到達した時点で、体外より超音波を放射してマイクロバブルを破砕し薬剤を投与するものであり、癌の局所療法等に効果的な手法とされている。このマイクロバブルを破砕するためには低周波超音波が望ましく、一方、このＤＤＳの状態をモニタするための超音波画像は高分解能を得るために高周波超音波が望ましい。
【０１０４】
このような場合においても本実施の形態を適用することによって、超音波プローブ４０を交換することなく、効率のよいＤＤＳと高分解能画像によるモニタリングを同時に行なうことが可能となる。なお、上記マイクロバブルの破砕能は照射超音波周波数の平方根に反比例することが知られており、従って、破砕効率を上げるには低周波超音波による照射が望ましいとされている。
【０１０５】
（第３の実施の形態の変形例）
次に、本実施の形態の変形例について図１０を用いて説明する。この変形例では、複数の周波数を有する超音波の送受信を行なうために、共振周波数の異なる超音波振動子７１をスキャン方向において、例えば１素子づつ交互に配置することを特徴としている。
【０１０６】
図１０において、超音波振動子７１は、スキャン方向において低周波（ｆ１）用の超音波振動子７１−１１−１乃至７１−１１−Ｎ／２と高周波（ｆ２）用の超音波振動子７１−１２−１乃至７１−１２−Ｎ／２が交互に配列されており、超音波振動子７１−１１−１と７１−１２−１、超音波振動子７１−１１−２と７１−１２−２、・・・・超音波振動子７１−１１−Ｎ／２と７１−１２−Ｎ／２が一対になって用いられる。
【０１０７】
以下では、超音波振動子７１−１１−１、７１−１２−１について本実施の形態の動作を説明する。超音波振動子７１−１１−１、７１−１２−１の夫々は超音波プローブ４０内に備えられた切り換えスイッチ７６−１１、７６−１２を介してケーブル４４の一方の端部に接続されている。一方、前記ケーブル４４の他方の端部はインダクタ４６ａ−１’’、４６ａ−２’’の一方の端子に並列接続される。更に、このインダクタ４６ａ−１’’、４６ａ−２’’の他方の端子は接栓４７ａ−１’’、４７ａ−２’’を介して切り換えスイッチ３４ａ−１’’、３４ａ−２’’の一方の端子に夫々接続されている。そして、切り換えスイッチ３４ａ−１’’、３４ａ−２’’の他方の端子は共通接続されてパルサ１３−１あるいはプリアンプ１４−１に接続される。
【０１０８】
このような構成をした本実施の形態の超音波プローブ４０を診断装置本体４１に接続して、例えば超音波周波数ｆ１を用いて腹部の超音波診断を行なう場合には、操作者は入力部９において診断対象臓器名あるいは超音波周波数を設定する。システム制御部８は前記設定信号を入力部９から受け、制御信号を切り換えスイッチ７６−１１、７６−１２に供給し、切り換えスイッチ７６−１１のみをＯＮに設定して設定周波数（ｆ１）を共振周波数とする超音波振動子７１−１１−１を選択する。更に、システム制御部８は切り換えスイッチ３４ａ−１’’、３４ａ−２’’に制御信号を送り、インダクタ４６ａ−１’’、あるいは４６ａ−２’’の中から最適な１つあるいは複数のインダクタ４６を選択する。
【０１０９】
共振周波数ｆ２の場合も同様な手順で、切り換えスイッチ７６−１２がＯＮ状態となり超音波振動子７１−１２−１が選択される。更に、切り換えスイッチ３４ａ−１’’、３４ａ−２’’によって前記超音波振動子７１−１２−１に最適なインダクタンスが選択される。
【０１１０】
以上述べた本変形例によれば、上述の第２の実施の形態と同様にして、1つの超音波プローブ４０は、異なる共振周波数をもった超音波振動子７１が備えられているため、超音波プローブ４０を交換することなく、最適な超音波周波数によって浅部臓器の診断と深部臓器の診断を行なうことができる。
【０１１１】
また、Ｂモード画像とドプラモード画像、ＴＨＩやＣＨＩにおける基本波送信と高調波受信、超音波ＤＤＳにおけるバブル破砕とイメージングの各々においても、本変形例を適用することによって既に述べた第２の実施の形態と同様の効果を得ることができる。
【０１１２】
更に、本変形例において、送信用の超音波振動子７１には帯域の狭いＰＺＴセラミクス材を、また、受信用の超音波振動子７１には帯域が比較的広いＰＺＮＴ単結晶材を用いる。但し、この場合の夫々の共振周波数はほぼ同じであってもよい。既に述べたＴＨＩにおいては、送信時において狭帯域の送信超音波を用い、限られた周波数範囲で高調波を発生させ、この高調波成分を広帯域の超音波振動子７１によって感度良く受信する方法が好適である。
【０１１３】
尚、第２の実施の形態及びその変形例において、共振周波数の種類や数は限定されない。また、２つのインダクタ４６を並列接続した場合について述べたが、並列接続されるインダクタ４６の数は２つに限定されない。また、インダクタ４６の代わりにキャパシタや抵抗など、他の回路素子であってもよいし、これらが合成されたものであってもよい。また、上記インダクタ４６の代わりに図３や図５に示した回路を用いてもよい。
【０１１４】
一方、上述の第３の実施の形態及びその変形例の説明では、超音波振動子７１とケーブル４４の間に切り換えスイッチ７６−１あるいは７６−１１を設けたが、図１１（ａ）あるいは図１１（ｂ）に示すようにケーブル４４と超音波振動子７１−２１−１乃至７１−２３−１、あるいはケーブル４４と７１−１１−１、７１−１２−１を直接接続する方式であってもよい。
【０１１５】
更に、上記第1の実施の形態乃至第３の実施の形態は、パルス反射法に限定されるものではなく、例えば連続波を用いた連続波ドプラ法においても有効である。
【０１１６】
【発明の効果】
本発明によれば、超音波プローブと超音波送信部あるいは超音波受信部との整合条件を切り換え制御することにより、高分解能かつ高感度な超音波画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施の形態における超音波診断装置全体の構成を示す図。
【図２】 本発明の第１の実施の形態における超音波プローブの構成を示す図。
【図３】 本発明の第１の実施の形態におけるプローブコネクタ及び同調用素子選択部の基本回路構成を示す図。
【図４】 本発明の第１の実施の形態において、超音波プローブが複数本接続された場合のプローブコネクタ及び同調用素子選択部の回路構成を示す図。
【図５】 本発明の第１の実施の形態におけるプローブコネクタ及び同調用素子選択部の回路構成の変形例を示す図。
【図６】 本発明の第１の実施の形態におけるプローブコネクタ及び同調用素子選択部の回路構成の変形例を示す図。
【図７】 本発明の第２の実施の形態におけるプローブコネクタ及び同調用素子選択部の回路構成を示す図。
【図８】 本発明の第２の実施の形態の変形例を示す図。
【図９】 本発明の第３の実施の形態における超音波振動子の構成と、この振動子に接続されるプローブコネクタ及び同調用素子選択部の回路構成を示す図。
【図１０】 本発明の第３の実施の形態における変形例を示す図。
【図１１】 本発明の第３の実施の形態における変形例を示す図。
【図１２】 従来の超音波診断装置を示す図。
【符号の説明】
８…システム制御部
１３…パルサ
１４…プリアンプ
３３…同調用素子選択部
３４…切り換えスイッチ
３５…コネクタピン
４０…超音波プローブ
４１…診断装置本体
４４…ケーブル
４５…プローブコネクタ
４６…インダクタ
４７…接栓
４８…コネクタピン
７１…超音波振動子[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic probe, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic probe that generate and display ultrasonic image data based on reflected ultrasonic waves obtained from within a subject.
[0002]
[Prior art]
The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic wave generated from an ultrasonic transducer incorporated in an ultrasonic probe into a subject and receives a reflected signal generated by a difference in acoustic impedance of the subject tissue by the ultrasonic transducer. Thus, image data is generated and displayed on a monitor. This diagnostic method is widely used for organ function diagnosis and morphological diagnosis because a real-time two-dimensional image can be easily observed with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface.
[0003]
There are various diagnostic methods for this ultrasonic diagnostic apparatus, but the most commonly used today is that the magnitude of the reflected signal obtained by scanning the inside of the subject with an ultrasonic transmission / reception beam is two-dimensional. A B-mode image display method for displaying and a Doppler mode image display method for displaying two-dimensionally the blood flow velocity, tissue motion velocity, etc. from the Doppler shift frequency of the received signal are well known.
[0004]
FIG. 12 shows a schematic configuration of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus. The ultrasonic diagnostic apparatus 100 includes an ultrasonic probe 40 and a diagnostic apparatus main body 41. The ultrasonic probe 40 converts an electric signal into an ultrasonic wave during transmission, and an ultrasonic wave that converts an ultrasonic wave into an electric signal during reception. The transducer 71 and a probe connector 45 for connecting the ultrasonic probe 40 to the diagnostic apparatus main body 41 are connected via a cable 44.
[0005]
On the other hand, the diagnostic apparatus main body 41 drives the ultrasonic transducer 71 of the ultrasonic probe 40 and radiates transmission ultrasonic waves into the subject, and the reception ultrasonic wave via the ultrasonic transducer 71. A receiving circuit 48 that receives sound waves and generates ultrasonic image data, and a display unit 49 that displays the image data are provided. 12, when a plurality of ultrasonic probes 40 (for example, 40a to 40c) are connected to the diagnostic apparatus main body 41, the probe connector selection circuit 50 to which the probe connectors 45a, 45b, 45c are connected. Is provided.
[0006]
In the ultrasonic diagnostic apparatus 100 having such a configuration, the transmission circuit 47 outputs a transducer drive signal having a constant repetition frequency, and the ultrasonic probe 40 selected by the probe connector selection circuit 50, for example, an ultrasonic wave If it is set as the probe 40a, it will supply to the ultrasonic transducer | vibrator 71a, and a transmission ultrasonic wave will be radiated | emitted in a subject.
[0007]
On the other hand, the received ultrasonic wave (ultrasonic echo) reflected from the inside of the subject is converted into an electric reception signal by the ultrasonic transducer 71 a and input to the reception circuit 48. The receiving circuit 48 generates ultrasonic image data based on the received signal and displays it on the display unit 49.
[0008]
In this conventional apparatus, a frequency characteristic adjusting (tuning) inductor (not shown) is inserted in series between the ultrasonic transducer 71 and the transmission circuit 47 or between the ultrasonic transducer 71 and the reception circuit unit 48. Thus, the frequency characteristics determined by the ultrasonic transducer 71, the cable 44, the transmission circuit 47, and the reception circuit 48 are adjusted and optimized. In this case, the series insertion of inductors is generally effective for increasing the resolution of a B-mode image. On the other hand, in Doppler mode images where higher sensitivity is given priority over higher resolution, inductors are connected in parallel (inserted between the signal line and the ground) to narrow the frequency characteristics and doppler signal components. Is received with high sensitivity (see, for example, Patent Document 1).
[0009]
On the other hand, ultrasonic waves in the several MHz band used for ultrasonic diagnosis are attenuated in the course of transmission within the subject, and the attenuation per unit length increases as the frequency increases. For this reason, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus 100, the ultrasonic probe 40 having the ultrasonic transducer 71 having a frequency suitable for the organ to be observed is selected and used. For example, ultrasonic frequencies of 3.5 MHz have been commonly used for deep abdominal organs, 5 MHz for breast and thyroid glands, and 7.5 MHz for shallow necks.
[0010]
[Patent Document 1]
Japanese Examined Patent Publication No. 6-14935 (page 2-3, FIG. 1)
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
In the B-mode method for observing morphological information of an organ in a subject or qualitative information of a tissue, it is necessary to transmit and receive a broadband signal in order to obtain a high-resolution image. On the other hand, in the Doppler method in which motion information is imaged and displayed from the Doppler shift frequency, it is desirable to use a narrow band transmission / reception system having a high resonance Q value in order to prioritize transmission / reception sensitivity in a relatively narrow Doppler signal band. However, in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus 100, since the connection of the tuning circuit element inserted between the ultrasonic transducer 71 and the transmission / reception circuit is fixed, either the resolution of the B-mode image or the sensitivity of the Doppler mode image. There was a problem of having to sacrifice.
[0012]
Further, when making a diagnosis on a plurality of organs, it is necessary to replace a dedicated probe having an optimal frequency for the organs, and the diagnostic efficiency is significantly reduced.
[0013]
Further, since the ultrasonic transducer 71 constituting the conventional ultrasonic probe 40 has a frequency band at the time of transmission and a frequency band at the time of reception substantially equal, for example, transmission ultrasonic pulses such as THI (tissue harmonic imaging) are used. When imaging is performed by receiving a harmonic component, the low frequency component of the frequency band is transmitted and the high frequency component is received. For this reason, sufficient bandwidth and transmission / reception sensitivity cannot be obtained, resulting in deterioration of image quality and sensitivity of the ultrasonic image.
[0014]
The present invention has been made in view of such problems. The purpose of the present invention is to set the matching conditions between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmission unit or between the ultrasonic probe and the ultrasonic reception unit according to the diagnostic purpose. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic probe capable of obtaining an ultrasonic image with high resolution and high sensitivity by switching control.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an ultrasonic probe having a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies and an ultrasonic transducer having a desired resonance frequency are selected from the plurality of ultrasonic transducers. Transducer selection means for transmitting, transmission means for outputting at least a first or second transmission drive signal in response to at least the first or second operation mode, and transmission means for responding to the first operation mode Means for supplying the first transmission drive signal output from the first ultrasonic transducer to the selected ultrasonic transducer via a first tuning circuit element; and from the transmission means in response to the second operation mode. Means for supplying the output second transmission drive signal to the selected ultrasonic transducer via a second tuning circuit element; and in response to the first or second transmission drive signal, From the selected ultrasonic transducer Receiving means for receiving the first or second received ultrasonic signal via the first or second tuning circuit element and converting it into a first or second image signal; and output from the receiving means Based on the first or second image signal, the image data generating means for generating the first or second ultrasonic image data, and the first or second output from the image data generating means Display means for displaying ultrasonic image data, wherein the first tuning circuit element and the second tuning circuit element are provided for each of the plurality of ultrasonic transducers. .
[0021]
Therefore, according to the present invention, the switching control of the matching condition between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmitter or the ultrasonic probe and the ultrasonic receiver can be easily performed according to the diagnostic purpose, and the ultrasonic image with high resolution and high sensitivity can be obtained. Can be obtained.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
(First embodiment)
A first embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment.
[0023]
The ultrasonic diagnostic apparatus described in this embodiment aims to obtain a high-resolution B-mode image and a high-sensitivity Doppler mode image almost simultaneously with the same ultrasonic probe, and the feature thereof is ultrasonic vibration. When changing the image mode, a plurality of frequency characteristic adjusting circuit elements (hereinafter referred to as tuning circuit elements) are inserted between the transmitter and the transmitting circuit section or the receiving circuit section via a switching switch. It is to select an optimum tuning circuit element by a switch.
[0024]
The ultrasonic diagnostic apparatus 100 according to the present invention includes a plurality of types of ultrasonic probes 40 that transmit and receive ultrasonic waves in contact with a subject surface (here, two types of ultrasonic probes 40a and 40b are used, but the number is not limited). And a diagnostic device main body 41 that supplies a drive signal to the ultrasonic probe 40 and generates and displays ultrasonic image data based on a received signal from the ultrasonic probe 40.
[0025]
In the ultrasonic probes 40a and 40b, probe heads 43a and 43b and probe connectors 45a and 45b for connecting these probe heads 43 to the diagnostic apparatus main body 41 are connected via Na channel and Nb channel cables 44a and 44b. Has been. In the probe heads 43a and 43b, ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N and 71b-1 to 71b-N (see FIG. 4) are arranged, and these convert electrical signals into ultrasonic waves during transmission. In addition, it has a function of converting ultrasonic waves into electrical signals during reception.
[0026]
The ultrasonic transducers 71-1 to 71-N of the probe head 43 constituting the ultrasonic probe 40 (this represents both the ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N and 71b-1 to 71b-N). The same shall apply hereinafter.) N are one-dimensionally arranged in the scan direction (X direction) as shown in FIG. FIG. 2B is a cross-sectional view of the probe head 43 taken along the line AA in FIG.
[0027]
That is, an electrode for supplying a drive signal to the first surface (upper surface) and the second surface (lower surface) of the ultrasonic vibrators 71-1 to 71-N using piezoelectric ceramics to obtain a reception signal. 73-1 and 73-2 are mounted, and the electrode 73-1 is fixed to the support base 72. The electrode 73-2 is provided with an acoustic matching layer 74 for efficiently transmitting and receiving ultrasonic waves, and the surface thereof is covered with an acoustic lens 75 for focusing the ultrasonic waves in the slice direction (Y direction). It has been broken. As the ultrasonic probe 40, for example, a sector scanning probe, a convex scanning probe, a linear scanning probe, or the like is used.
[0028]
The probe connectors 45a and 45b in FIG. 1 are provided with connector pins, and the other terminals of the cables 44a and 44b whose one terminals are connected to the probe heads 43a and 43b are connected to the tuning circuit elements for each channel. Connected to connector pins. Then, each channel of the probe connector 45a or the probe connector 45b is connected to the diagnostic apparatus main body 41 through this connector pin.
[0029]
This tuning circuit element is for setting optimum transmission / reception characteristics in each image mode, and is composed of circuit elements such as an inductor (coil) and a capacitor (capacitor). A specific configuration of the probe connectors 45a and 45b will be described together with the tuning element selection unit 33 of the diagnostic apparatus main body 41 in FIGS.
[0030]
On the other hand, the diagnostic apparatus main body 41 includes an ultrasonic transmission unit 2 that generates a drive signal for generating transmission ultrasonic waves, and an ultrasonic reception unit 3 that receives ultrasonic reflection signals (reception ultrasonic waves) from within the subject. And a B-mode processing unit 4 that generates image data for B-mode images based on a reception signal from the ultrasonic wave receiving unit 3, and a Doppler mode processing unit 5 that generates image data for Doppler mode images. Yes.
[0031]
Furthermore, the diagnostic apparatus main body 41 includes an image storage unit 6 that stores the B-mode image data generated by the B-mode processing unit 4, the Doppler image data generated by the Doppler mode processing unit 5, and the ultrasonic probe 40a. , 40b are connected to the probe connectors 45a and 45b, and a predetermined tuning circuit element is selected from a plurality of types of tuning circuit elements for each channel of the probe connectors 45a and 45b, and an ultrasonic transmission unit 2, the tuning element selection unit 33 connected to the output terminal of the ultrasonic wave reception unit 3, the display unit 10 and the input unit 9, and the system control unit 8 that controls these units in an integrated manner. ing.
[0032]
The ultrasonic transmission unit 2 includes a rate pulse generator 11, a transmission delay circuit 12, and a pulser 13.
[0033]
The rate pulse generator 11 generates a rate pulse that determines the repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject and supplies it to the transmission delay circuit 12. The transmission delay circuit 12 is composed of the same number of N-channel independent delay circuits as the ultrasonic transducers 71 used for transmission, and a convergence delay time for converging the transmission ultrasonic pulse to a predetermined depth; A deflection delay time for transmitting the transmission ultrasonic pulse in a predetermined direction is given to the received rate pulse, and the rate pulse is supplied to the pulser 13. On the other hand, the pulser 13 has the same number of N-channel independent drive circuits as the transmission delay circuit 12, and drives the ultrasonic transducer 71a or 71b constituting the probe head 43a or 43b of the ultrasonic probe 40a or 40b. Then, ultrasonic waves are emitted into the subject.
[0034]
The ultrasonic receiving unit 3 includes a preamplifier 14, a reception delay circuit 15, and an adder 16. Then, the preamplifier 14 amplifies the minute signal converted into the electric signal by the ultrasonic transducer 71a or 71b to ensure a sufficient S / N. The reception delay circuit 15 has a convergence delay time for converging an ultrasonic wave from a predetermined depth in order to obtain a narrow reception beam width, and a delay time for setting the reception directivity of the ultrasonic beam in a predetermined direction. Is supplied to the output of the preamplifier 14, and then sent to the adder 16. In the adder 16, a plurality of N received signals from the ultrasonic transducer 71a or 71b are added and combined into one.
[0035]
The B mode processing unit 4 includes an envelope detector 17, a logarithmic converter 18, and an A / D converter 19. Then, the envelope detector 17 performs envelope detection on the input signal of the B mode processing unit 4 to remove the ultrasonic frequency component, and detects only the amplitude. The logarithmic converter 18 functions to logarithmically convert the output amplitude of the envelope detector 17 to relatively emphasize weak signals. In general, a received signal from within a subject has an amplitude with a wide dynamic range of 80 dB or more, and a weak signal is required to display it on a normal CRT monitor having a dynamic range of about 20 to 30 dB. Amplitude compression to be emphasized is required. The A / D converter 19 A / D converts the output signal of the logarithmic converter 18 to form a B-mode signal and outputs it to the image storage unit 6.
[0036]
On the other hand, the Doppler mode processing unit 5 includes a reference signal generator 20 for detecting a Doppler signal, a π / 2 phase shifter 21, mixers 22-1, 22-2, an LPF (low-pass filter) 23-1, 23-2, A / D converters 24-1 and 24-2, and a Doppler signal storage circuit 25, and further includes an FFT analyzer 26 and a computing unit 27 for Doppler signal processing. The Doppler mode processing unit 5 mainly performs quadrature detection and FFT analysis.
[0037]
That is, the output signal of the ultrasonic wave receiving unit 3 is input to the first input terminals of the mixers 22-1 and 22-2 in the Doppler mode processing unit 5. On the other hand, the output of the reference signal generator 20 having a frequency substantially equal to the frequency of the input signal is directly supplied to the second input terminal of the mixer 22-1, and the output of the reference signal generator 20 is π / 2 phase-shifted. The output whose phase is shifted by 90 degrees is sent to the second input terminal of the mixer 22-2 via the device 21. The outputs of the mixers 22-1 and 22-2 are sent to the LPFs 23-1 and 23-2, and the sum component of the frequency component of the output signal of the ultrasonic receiver 3 and the signal frequency component of the reference signal generator 20 is obtained. Only the difference component is extracted.
[0038]
The A / D converter 24 converts the outputs of the LPFs 23-1 and 23-2, that is, the quadrature phase detection output into a digital signal and outputs the digital signal to the Doppler signal storage circuit 25. The FFT analyzer 26 reads two digitized orthogonal components (IQ components) stored in the Doppler signal storage circuit 25 and performs FFT analysis. On the other hand, the calculator 27 calculates the center and spread of the spectrum obtained by the FFT analyzer 26.
[0039]
The image storage unit 6 includes an image data storage circuit 28 and a display image memory 30, and the image data storage circuit 28 stores each image data of a B-mode image and a Doppler mode image obtained in a predetermined period. Thus, the image data for one sheet displayed on the display unit 10 and accompanying data such as characters and figures related to the image data are combined and stored in the display image memory 30.
[0040]
The system control unit 8 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and based on a command signal from the input unit 9, the ultrasonic transmission unit 2, the ultrasonic reception unit 3, the B mode processing unit 4, the Doppler mode processing unit 5, Control of each unit such as the image storage unit 6 and the tuning element selection unit 33 and control of the entire system are performed in an integrated manner. In particular, optimal circuit element information or connection information corresponding to the IDs of the ultrasonic probes 40a and 40b is stored in the memory circuit in advance.
[0041]
The input unit 9 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on the operation panel, and is used by the apparatus operator to input patient information and imaging conditions of the apparatus. In particular, when a plurality of ultrasonic probes 40 are connected to the diagnostic apparatus main body 41, the optimal ultrasonic probe 40 for the site to be diagnosed is selected by the probe selection button. The image display mode and the ultrasonic frequency are also selected by a dedicated selection button.
[0042]
The display unit 10 includes a display circuit 31 and a CRT monitor 32. B-mode image data and Doppler mode image data stored in the display image memory 30, and data associated with these images are displayed in the display circuit. After D / A conversion at 31, it is converted into a television format and displayed on the CRT monitor 32.
[0043]
The tuning element selector 33 includes second connector pins that are paired with the connector pins in the probe connectors 45a and 45b of the ultrasonic probes 40a and 40b, and these second connector pins are ultrasonicated via a changeover switch. The pulsar 13 of the transmitter 2 and the preamplifier 14 of the ultrasonic receiver 3 are respectively connected.
[0044]
A specific configuration of the tuning element selector 33 and the probe connectors 45a and 45b of the ultrasonic probes 40a and 40b described above will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows an example of a circuit configuration corresponding to a one-channel cable 44, and an ultrasonic transducer 71 constituting a probe head 43 (not shown) of the ultrasonic probe 40 (in this case, means one ultrasonic probe). The other end of the cable 44 to which one end is connected is connected to the connector pin 35a via an inductor 46a provided in the probe connector 45. Further, the other end of the cable 44 is directly connected to the connector pin 35c. Further, one end of the inductor 46b provided in the probe connector 45 is grounded, and the other end is connected to the connector pin 35b.
[0045]
On the other hand, the output terminal of the pulsar 13 constituting the ultrasonic transmitter 2 of the diagnostic apparatus main body 41 is connected to the input terminal of the preamplifier 14 of the ultrasonic receiver 3, and this output terminal is further connected to the tuning element selector 33. Each of the three change-over switches 34a, 34b, 34c is connected to one terminal. The other terminals of the changeover switches 34a, 34b, 34c are connected to connector pins 48a, 48b, 48c, respectively.
[0046]
Accordingly, when the probe connector 45 of the ultrasonic probe 40 is attached to the diagnostic apparatus main body 41, the connector pins 35a to 35c of the probe connector 45 and the tuning element selector 33 of the connector connector 47a, 47b, 47c are used. Connector pins 48a to 48c are connected in a one-to-one correspondence.
[0047]
With such a configuration, the inductor 46a is connected in series via the changeover switch 34a between the pulser 13 and the preamplifier 14 and the ultrasonic transducer 71, and the inductor 46b is connected in parallel via the changeover switches 34b and 34c. Is done. That is, when only the changeover switch 34a is turned on (conductive), a series inductor (46a) for B-mode images is formed, and when the changeover switches 34b and 34c are turned on, parallel inductors for Doppler images. (46b) is formed. Further, if only the changeover switch 34c is turned on, the pulser 13 and the preamplifier 14 and the ultrasonic vibrator 71 can be directly connected, and all the changeover switches 34a, 34b, 34c are turned off. It is also possible to stop transmission / reception of ultrasonic waves to / from the ultrasonic transducer 71.
[0048]
FIG. 4 shows a case where a plurality of ultrasonic probes 40 a and ultrasonic probes 40 b are connected to the diagnostic apparatus main body 41. In this case, the number of output channels of the ultrasonic transmitter 2 and the number of input channels of the ultrasonic receiver 3 are both N, and the number of channels Na and Nb of the ultrasonic probes 40a and 40b is also N. ing.
[0049]
In FIG. 4, the ultrasonic transducer 71a-1 of the ultrasonic probe 40a includes a cable 44a-1, an inductor 46aa, a pulser 13-1 of the ultrasonic transmission unit 2 and an ultrasonic reception unit 3 via a changeover switch 34aa. To the preamplifier 14-1. The ultrasonic transducer 71a-1 is connected to the pulsar 13-1 and the preamplifier 14-1 via the changeover switch 34ac, and the inductor 46ab is connected to the pulsar of the ultrasonic transmission unit 2 via the changeover switch 34ab. 13-1 and the preamplifier 14-1 of the ultrasonic receiver 3. Similarly, the ultrasonic transducers 71a-2 to 71a-N are connected to the pulsars 13-2 to 13-N and the preamplifiers 14-2 to 14-N via the changeover switches 34aa, 34ac, 34ab, The inductors 46aa and 46ab of each channel are also connected to the pulsers 13-2 to 13-N and the preamplifiers 14-2 to 14-N.
[0050]
The ultrasonic transducers 71b-1 to 71b-N of the ultrasonic probe 40b include the cables 44b-1 to 44b-N, the inductor 46ba, the pulsers 13-1 to 13-N via the changeover switch 34ba, and the preamplifier 14. -1 to 14-N. The ultrasonic transducers 71b-1 to 71b-N are connected to the pulsar 13-1 and the preamplifier 14-1 via the changeover switch 34bc, and the inductor 46bb is connected to the pulsar 13-1 via the changeover switch 34bb. Connected to preamplifier 14-1.
[0051]
As shown in FIG. 4, a plurality of ultrasonic probes (40a, 40b) are connected to the diagnostic apparatus main body 41. For example, when the ultrasonic probe 40a is used, the probe connector 45b of the ultrasonic probe 40b is used. The ultrasonic probe 40b can be electrically disconnected from the diagnostic apparatus main body 41 by turning off all of the changeover switches 34ba, 34bb, 43bc connected to. That is, the changeover switch 34 also has a probe selection function. The probe connectors 45a and 45b are provided with ID storage sections 48a and 48b in which probe IDs are stored.
[0052]
Next, a procedure for collecting two-dimensional image data in the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 1, FIG. 4, and FIG. However, here, a case will be described in which B-mode image data and Doppler mode image data are collected almost simultaneously, combined and displayed.
[0053]
Prior to the collection of image data, the operator uses the selection button provided on the input unit 9 to select an ultrasonic probe 40 (for example, 40a) that is most suitable for the site to be diagnosed. Select the simultaneous display mode. On the other hand, the system control unit 8 reads the probe ID from the ID storage unit 48a provided in the probe connector 45a of the selected ultrasonic probe 40a, and then stores the tuning ID stored in advance in the storage circuit of the system control unit 8. Relevant information corresponding to the probe ID is read out from the circuit element information and connection information, and various connection methods including connection control of the inductor 46 described below are set.
[0054]
Next, the system control unit 8 stores the probe selection information and the image display method input from the input unit 9 in a storage circuit, and then collects B-mode image data in a predetermined direction (θ1). First, the system control unit 8 supplies a control signal to the tuning element selection unit 33 connected to the ultrasonic probe 40b in FIG. 4 to turn off the changeover switches 34ba to 34bc. Next, based on the information of the selected image display mode, the changeover switch 34aa of the tuning element selection circuit 33 connected to the selected ultrasonic probe 40a is set to the ON state, and 34ab and 34ac are set to the OFF state. To do.
[0055]
When transmitting the ultrasonic wave, the rate pulse generator 11 of FIG. 1 synchronizes with the control signal from the system control unit 8 and sends a rate pulse for determining the repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject to the transmission delay circuit 12. Supply.
[0056]
The transmission delay circuit 12 is composed of the same number (N) of independent delay circuits as the ultrasonic transducers 71 of the ultrasonic probe 40a, and converges ultrasonic waves to a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in transmission. And a delay time for transmitting the ultrasonic wave in a predetermined direction (θ1) are given to the rate pulse, and this rate pulse is supplied to the pulser 13.
[0057]
The pulsar 13 has the same number (N) of independent drive circuits as the ultrasonic transducers 71 in the same manner as the transmission delay circuit 12, and generates ultrasonic transducer drive pulses by driving rate pulses. The drive pulses of the pulsars 13-1 to 13-N are supplied to the channel selector switch 34aa of the tuning element selector 33 shown in FIG. 4, the inductor 46aa of the probe connector 45a, and the cables 44a-1 to 44a-N. To the ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N, and radiates ultrasonic pulses (transmitted ultrasonic waves) into the subject.
[0058]
A part of the transmission ultrasonic wave radiated into the subject is reflected at the interface or tissue between organs in the subject having different acoustic impedances. The received ultrasonic waves reflected by the subject tissue are received by the same ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N as those at the time of transmission and converted into electric signals, and the cables 44a-1 to 44a-N and the inductors of the respective channels. 46aa and the changeover switch 34aa, respectively, are input to the preamplifiers 14-1 to 14-N of the ultrasonic wave receiving unit 3 shown in FIG.
[0059]
The received signal amplified by the preamplifier 14 is sent to the reception delay circuit 15, and a delay time for converging the ultrasonic wave from a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in reception, and the ultrasonic wave A delay time for receiving with a strong reception directivity in a predetermined direction (θ1) with respect to the beam is given and sent to the adder 16. The N-channel received signals input via the preamplifier 14 and the reception delay circuit 15 are added and synthesized by the adder 16 and combined into one received signal, which is sent to the B-mode processing unit 4.
[0060]
The received signal sent to the B-mode processing unit 4 is subjected to envelope detection, logarithmic conversion, and A / D conversion by an envelope detector 17, a logarithmic converter 18, and an A / D converter 19, and then an image storage unit 6 image data storage circuit 28.
[0061]
Next, a procedure for collecting Doppler mode image data will be described. In this Doppler mode image, ultrasonic waves are continuously transmitted and received a plurality of times in the same direction (θ1), and FFT (Fast-Fourier-Transform) analysis is performed on the received signal obtained at this time.
[0062]
First, the system control unit 8 supplies a control signal to the tuning element selection unit 33 connected to the ultrasonic probe 40a of FIG. 4 based on the image display mode selection information, and sets the changeover switch 34aa to the OFF state. The changeover switches 34ab and 34ac are switched to the ON state.
[0063]
The rate pulse generator 11 supplies a rate pulse to the transmission delay circuit 12 in synchronization with a control signal from the system control unit 8, and the transmission delay circuit 12 delays the transmission ultrasonic beam to converge to a predetermined distance. A time and a delay time for deflecting in the θ1 direction are given to the rate pulse, and this rate pulse is supplied to the pulser 13.
[0064]
The pulsers 13-1 to 13-N in FIG. 4 generate an ultrasonic transducer drive signal by driving a rate pulse, and this drive signal is used as a changeover switch 34ac and a cable 44a-1 for each channel of the tuning element selector 33. Are sent to the ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N through 44a-N to emit ultrasonic pulses (transmitted ultrasonic waves) into the subject. However, the connection lines of the changeover switches 34ac and the pulsers 13-1 to 13-N are connected to the inductors 46ab through the changeover switches 34ab of the respective channels, and the other terminals of the inductors 46ab are grounded.
[0065]
A part of the transmitted ultrasonic wave radiated into the subject is reflected by a boundary surface between organs in the subject having different acoustic impedances or a tissue reflector. At this time, the frequency of the received ultrasonic wave reflected by a moving reflector such as a heart wall or blood cell undergoes Doppler shift.
[0066]
The received ultrasonic waves reflected by the subject tissue are received by the same ultrasonic transducers 71a-1 to 71a-N as those at the time of transmission and converted into electric signals, and the cables 44a-1 to 44a-N and the changeover switch 34ac are switched. To the preamplifier 14 of the ultrasonic wave receiver 3 shown in FIG. In this case, however, the connection lines of the changeover switches 34ac and the pulsers 13-1 to 13-N are connected to the inductors 46ab via the changeover switches 34ab of the respective channels, and the other terminals of the inductors 46ab are grounded.
[0067]
The received signal amplified by the preamplifier 14 is sent to the reception delay circuit 15, and a delay time for converging the ultrasonic wave from a predetermined depth in order to obtain a narrow beam width in reception, and the ultrasonic wave A delay time for receiving with a strong reception directivity in a predetermined direction (θ1) with respect to the beam is given and sent to the adder 16. The N-channel received signals input via the preamplifier 14 and the reception delay circuit 15 are added and synthesized by the adder 16, combined into one received signal, and sent to the Doppler mode processing unit 5.
[0068]
The Doppler mode processing unit 5 performs quadrature phase detection on the output of the adder 16 using a mixer 22 and an LPF (low-pass filter) 23 to convert it into a complex signal, and the A / D converter 24 converts the digital signal. Then, the data is stored in the Doppler signal storage circuit 25.
[0069]
Such an operation is repeated a plurality of times in the same direction (θ1), and the FFT analyzer 26 calculates a frequency spectrum for a plurality of received signals stored in the Doppler signal storage circuit 25.
[0070]
Further, the calculator 27 calculates the center (average velocity of tissue and blood flow) for the frequency spectrum of each point in the θ1 direction output from the FFT analyzer 26, and the system control unit 8 calculates the calculation result. The image data is stored in the image data storage circuit 28 as Doppler image data.
[0071]
In calculating the Doppler component of the ultrasonic reception signal, instead of using the FFT analysis as described above, MTI filtering and autocorrelation processing are performed and the center (ie, average velocity), power, or dispersion value of the Doppler component spectrum is performed. It may be a method of obtaining.
[0072]
Next, the ultrasound transmission / reception direction is sequentially updated by Δθ while changing to θ1 + (M−1) Δθ, and ultrasonic transmission / reception is performed in the same procedure as above by scanning in the M direction, and the inside of the subject is scanned in real time. To do. At this time, the system control unit 8 collects the B-mode image data and the Doppler image data while sequentially switching the delay times of the transmission delay circuit 12 and the reception delay circuit 15 corresponding to the ultrasonic transmission / reception direction by the control signal. . However, when collecting B-mode image data in the M direction, when the changeover switch 34aa of the tuning element selector 33 is set to ON and 34ab and 34ac are set to OFF, and Doppler mode image data is collected. The changeover switch 34aa is turned off, and 34ab and 34ac are turned on. Then, each image data obtained in the M direction is stored in the image data storage circuit 28.
[0073]
In addition, the system control unit 8 displays the additional information such as the B-mode image data or Doppler mode image data for one sheet obtained by the ultrasonic scanning in the M direction, or the imaging conditions input from the input unit 9 for display. The data is synthesized and stored in the memory 30, and after being subjected to D / A conversion and TV format conversion in the display circuit 31, it is displayed on the CRT monitor 32.
[0074]
According to the first embodiment described above, the diagnostic connector to which the probe connector 45 of the ultrasonic probe 40 is provided with the inductor 46a for series connection and the inductor 46b for parallel connection is connected. The tuning element selector 33 of the main body 41 includes changeover switches 34a and 34b for selecting and connecting the inductors 46a and 46b and a changeover switch 34c for direct connection.
[0075]
In B-mode image display that requires high resolution, an inductor 46a for series resonance is inserted between the ultrasonic transducer 71 and the pulsar 13 or the preamplifier 14, while a Doppler mode that requires high sensitivity is used. In FIG. 5, the ultrasonic transducer 71 and the ultrasonic transmitter 2 or the ultrasonic receiver 3 are directly connected, and an inductor 46a for parallel resonance is connected to this connection line. For this reason, it is possible to increase the resolution of the B-mode image and the sensitivity of the Doppler image without exchanging the ultrasonic probe 40, and the B-mode image having excellent resolution and sensitivity, which has been considered difficult in the past. Simultaneous display of Doppler images is possible. Needless to say, even when a plurality of types of ultrasonic probes 40 are provided, the selected ultrasonic probe has the same effect.
[0076]
(Modification of the first embodiment)
In the above embodiment, the inductor 46 is used as a tuning circuit element inserted between the ultrasonic transducer 71 and the pulsar 13 or the preamplifier 14. However, the present invention is not limited to this. These circuit elements may be synthesized by an inductor 46b and a capacitor 49 as shown in FIG.
[0077]
Further, as shown in FIG. 6, the ultrasonic transducer 71 and the pulser 13 or the preamplifier 14 may be directly connected without inserting a circuit element for series connection. 6A shows the case of direct connection and a parallel inductor, and FIG. 6B shows the case of direct connection and a series inductor. Depending on the size of the inductance component and capacitance component of the ultrasonic transducer 71, it is for series connection. The inductor 46a or the inductor 46b for parallel connection may be unnecessary.
[0078]
Further, in the continuous wave Doppler method using the sector scanning probe, the ultrasonic transducer 71 dedicated to transmission and the ultrasonic transducer 71 dedicated to reception are used separately, but the above configuration is optimal for the transmission channel and the reception channel. It is possible to set various tuning conditions. For example, transmission loss from the ultrasonic transducer 71 dedicated to reception to the reception circuit unit 3 can be suppressed by selecting the serial inductor 46a as the tuning circuit element for the transmission channel and selecting direct connection for the reception side channel. It becomes possible.
[0079]
Note that the circuit configurations shown in FIGS. 6A and 6B can be realized by controlling the changeover switches 34a to 34c in FIG.
[0080]
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In the ultrasonic diagnostic apparatus described in the second embodiment, the same ultrasonic probe 40 is used to collect B-mode image data or Doppler mode image data at an ultrasonic frequency optimum for a diagnosis target region or diagnostic purpose. The purpose is to display, and the feature is that a plurality of tuning circuit elements are inserted between the ultrasonic transducer 71 and the transmission circuit unit or the reception circuit unit via the changeover switch 34 to generate an image. The switching circuit 34 selects a tuning circuit element corresponding to the ultrasonic frequency.
[0081]
The diagnostic apparatus main body 41 used in the second embodiment is the same as that in the first embodiment, and therefore detailed description thereof is omitted. Here, the probe of the ultrasonic probe 40 is omitted. The circuit configuration in the connector 45 and the tuning circuit selector 33 will be described.
[0082]
FIG. 7 shows an example of a circuit configuration corresponding to the one-channel cable 44. The cable 44 having one end connected to an ultrasonic transducer 71 constituting a probe head 43 (not shown) of the ultrasonic probe 40. The other end is connected to one end of two inductors 46a-1 and 46a-2 of inductances L1 and L2 provided in the probe connector 45, and the other end of the inductors 46a-1 and 46a-2. Are connected to the connector pins 35a-1 and 35a-2, respectively.
[0083]
On the other hand, the output terminal of the pulsar 13 constituting the ultrasonic transmitter 2 of the diagnostic apparatus main body 41 is connected to the input terminal of the preamplifier 14 of the ultrasonic receiver 3, and this output terminal is further connected to the tuning element selector 33. The two changeover switches 34a-1 and 34a-2 are connected in parallel to one terminal. The other terminals of the changeover switches 34a-1 and 34a-2 are connected to the connector pins 48a-1 and 48a-2.
[0084]
Accordingly, when the probe connector 45 of the ultrasonic probe 40 is attached to the diagnostic apparatus main body 41, the connector pins 47a-1 and 47a-2 of the connector and the connector pins 35a-1 and 35a-2 of the probe connector 45 are used for synchronization. Connector pins 48a-1 and 48a-2 of the element selector 33 are connected to each other.
[0085]
With such a configuration, inductors 46a-1 and 46a-2 connected in parallel via the changeover switches 34a-1 and 34a-2 are inserted between the pulser 13 or the preamplifier 14 and the ultrasonic transducer 71. Therefore, three types of inductances can be formed depending on the ON / OFF state of the changeover switches 34a-1 and 34a-2.
[0086]
For example, when the inductances of the inductors 46a-1 and 46a-2 are L1 = 15 μH and L2 = 10 μH, respectively, when only the changeover switch 34a-1 is turned on (conductive), a 15 μH inductor is formed, and the changeover switch When only 34a-2 is turned on, an inductor of 10 μH can be formed, and when both of the changeover switches 34a-1 and 34a-2 are turned on, a 6 μH inductor can be formed. By controlling 34a, an optimum inductance is formed.
[0087]
If this second embodiment is applied to the B mode method or the Doppler mode method, even if the same ultrasonic probe 40 is used, it is determined by the ultrasonic transducer 71, the cable 44, the inductor 46, or the like. Since the resonance frequency of the signal system can be made variable, ultrasonic images of different frequencies can be easily obtained.
[0088]
FIG. 8 shows a case where the tuning inductor 46b is connected in parallel. One end of the inductors 46b-1 and 46b-2 provided in the probe connector 45 is grounded, and the other end is the connector pins 35b-1 and 35b. -2.
[0089]
On the other hand, the output terminal of the pulsar 13 constituting the ultrasonic transmitter 2 of the diagnostic apparatus main body 41 is connected to the input terminal of the preamplifier 14 of the ultrasonic receiver 3, and this output terminal is further connected to the tuning element selector 33. Each of the two changeover switches 34b-1 and 34b-2 is connected to one terminal. The other terminals of the changeover switches 34b-1 and 34b-2 are connected to connector pins 48b-1 and 48b-2. The connector pins 35b of the probe connector 45 are connected to the connector plugs 47b-1 and 47b-2. -1 and 35b-2 are connected to connector pins 48b-1 and 48b-2 of the tuning element selector 33, respectively.
[0090]
Thus, even when the tuning inductor 46 is parallel to the signal line, the same ultrasonic probe 40 is used by controlling the inductance value of the inductor 46b using the changeover switch 34b. However, it is possible to obtain ultrasonic images having different frequencies.
[0091]
7 and 8, the case where two inductors 46 are connected in parallel has been described. However, the number of inductors 46 connected in parallel is not limited to two. Further, instead of the inductor 46, another circuit element such as a capacitor or a resistor may be used, or a combination of these may be used. Moreover, you may use combining the method shown in FIG. 7, and the method shown in FIG.
[0092]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
[0093]
The ultrasonic diagnostic apparatus described in the third embodiment aims to obtain a high-frequency ultrasonic image and a low-frequency ultrasonic image using the same ultrasonic probe 40, and the feature is the resonance frequency. A desired ultrasonic transducer 71 is selected from a plurality of ultrasonic transducers 71 having different values, and an optimum tuning circuit element is selected for the ultrasonic transducer 71 and transmitted to the ultrasonic transducer 71. It is characterized by being provided between the circuit section or the receiving circuit section.
[0094]
The diagnostic apparatus main body 41 used in the third embodiment is the same as that in the first embodiment, and thus detailed description thereof is omitted. Here, the configuration of the ultrasonic probe 40 is mainly described. In the following.
[0095]
In FIG. 9A, for example, N ultrasonic transducers 71 are arranged in the scanning direction and three ultrasonic transducers 71 are arranged in the slice direction, and the ultrasonic transducers 71-21-1 to 71-21-N are resonant. The frequency is f1, the ultrasonic vibrators 71-22-1 to 71-22-N have a resonance frequency f2, and the ultrasonic vibrators 71-23-1 to 71-23-N have a resonance frequency f3. Yes. For example, f1 = 3.5 MHz, f2 = 5 MHz, and f3 = 7.5 MHz. Hereinafter, transmission / reception methods of the three types of ultrasonic transducers 71-21-1 to 71-23-1 will be described with reference to FIG.
[0096]
In FIG. 9B, each of the ultrasonic transducers 71-21-1 to 71-23-1 is connected to the cable 44 via the changeover switches 76-1 to 76-3 provided in the ultrasonic probe 40. Connected to one end. On the other hand, the other end of the cable 44 is connected to one terminal of the inductors 46a-1 ′ to 46a-3 ′. Further, the other terminals of the inductors 46a-1 ′ to 46a-3 ′ are respectively connected to one terminals of the changeover switches 34a-1 ′ to 34a-3 ′ via the plugs 47a-1 ′ to 47a-3 ′. It is connected. The other terminals of the changeover switches 34a-1 ′ to 34a-3 ′ are connected in common and connected to the pulser 13-1 or the preamplifier 14-1.
[0097]
When the ultrasonic probe 40 of the third embodiment having such a configuration is connected to the diagnostic apparatus main body 41, for example, when performing ultrasonic diagnosis of the abdomen using the ultrasonic frequency f1, the operator inputs In part 9, the diagnosis target organ name (abdominal part) or ultrasonic frequency (f1) is set. The system control unit 8 receives the setting signal from the input unit 9, supplies the control signal to the changeover switches 76-1 to 76-3, sets only the changeover switch 76-1 to ON, and sets the set frequency (f1) to the resonance frequency. The ultrasonic transducer 71-21-1 is selected. Further, the system control unit 8 sends a control signal to the changeover switches 34a-1 ′ to 34a-3 ′ to select one or more optimum inductors 46 from the inductors 46a-1 ′ to 46a-3 ′.
[0098]
In the case of the resonance frequency f2 or the resonance frequency f3, predetermined ultrasonic transducers 71-22-1 and 71-23-1 are selected by the changeover switches 76-2 and 76-3 in the same procedure, and the changeover switch is further selected. 34a-1 ′ to 34a-3 ′ form an optimum inductance for each of the ultrasonic transducers 71-22-1 and 71-23-1.
[0099]
According to the third embodiment having such a configuration, one ultrasonic probe 40 has three types of ultrasonic transducers 71 having different resonance frequencies, and an optimum tuning circuit for the ultrasonic transducer 71. Since the element is provided, the diagnosis of the shallow organ and the diagnosis of the deep organ can be performed without replacing the ultrasonic probe 40 having a different resonance frequency.
[0100]
As an effective application method of the present embodiment, high-frequency ultrasound is used for collecting B-mode image data that requires high resolution, and low-frequency ultrasound is used for collecting Doppler mode image data that requires sensitivity. May be.
[0101]
Furthermore, the present embodiment can be applied to THI (tissue harmonic imaging) and CHI (contrast harmonic imaging). The THI transmits an ultrasonic pulse having the center frequency of the fundamental wave f0 into the subject and receives a second harmonic (2f0) component, thereby reducing side lobe artifacts and an image with excellent azimuth resolution. Can be obtained. On the other hand, the CHI transmits an ultrasonic pulse of the fundamental wave f0 in a state where an ultrasonic contrast agent (bubble) is injected into the body by intravenous injection, and the second harmonic (2f0) generated when the bubble collapses. By receiving the components, the perfusion area where the bubbles are spread can be displayed well, and this is used as a technique for visualizing myocardial perfusion and the like.
[0102]
In such a case, when transmitting the fundamental wave component (f0), the ultrasonic vibrator 71 for low frequency is used, and when receiving the second harmonic component (2f0), ultrasonic vibration for high frequency is used. A child 71 can be used. In order to distinguish from the second harmonic of THI, in the case of CHI, the third harmonic component (3f0) may be received and imaged.
[0103]
Furthermore, the present embodiment can also be used effectively in an ultrasonic DDS (drug delivery system). In the DDS, when the drug added to the microbubbles injected into the subject reaches a predetermined site, ultrasonic waves are emitted from outside the body to break up the microbubbles and administer the drug. It is regarded as an effective technique for therapy. In order to crush the microbubbles, low frequency ultrasonic waves are desirable. On the other hand, the ultrasonic image for monitoring the state of the DDS is desirably high frequency ultrasonic waves in order to obtain high resolution.
[0104]
Even in such a case, by applying the present embodiment, efficient DDS and high resolution image monitoring can be performed simultaneously without replacing the ultrasonic probe 40. In addition, it is known that the crushing ability of the microbubbles is inversely proportional to the square root of the irradiation ultrasonic frequency. Therefore, irradiation with low-frequency ultrasonic waves is desirable for increasing the crushing efficiency.
[0105]
(Modification of the third embodiment)
Next, a modification of the present embodiment will be described with reference to FIG. In this modification, in order to transmit and receive ultrasonic waves having a plurality of frequencies, ultrasonic transducers 71 having different resonance frequencies are arranged alternately, for example, one element at a time in the scanning direction.
[0106]
In FIG. 10, an ultrasonic transducer 71 includes low-frequency (f1) ultrasonic transducers 71-11-1 to 71-11 -N / 2 and a high-frequency (f2) ultrasonic transducer 71 in the scanning direction. -12-1 to 71-12-N / 2 are alternately arranged, ultrasonic transducers 71-11-1 and 71-12-1, ultrasonic transducers 71-11-2 and 71-12-1. 2, ... Ultrasonic transducers 71-11-N / 2 and 71-12-N / 2 are used in pairs.
[0107]
Below, operation | movement of this Embodiment is demonstrated about ultrasonic transducer | vibrator 71-11-1, 71-12-1. Each of the ultrasonic transducers 71-11-1 and 71-12-1 is connected to one end of the cable 44 via changeover switches 76-11 and 76-12 provided in the ultrasonic probe 40. Yes. On the other hand, the other end of the cable 44 is connected in parallel to one terminal of the inductors 46a-1 ″ and 46a-2 ″. Further, the other terminals of the inductors 46a-1 ″ and 46a-2 ″ are connected to the changeover switches 34a-1 ″ and 34a-2 ″ via the plugs 47a-1 ″ and 47a-2 ″. Each is connected to one terminal. The other terminals of the changeover switches 34a-1 ″ and 34a-2 ″ are connected in common and connected to the pulser 13-1 or the preamplifier 14-1.
[0108]
When the ultrasonic probe 40 of the present embodiment having such a configuration is connected to the diagnostic apparatus main body 41 and, for example, an ultrasonic diagnosis of the abdomen is performed using the ultrasonic frequency f1, the operator inputs the input unit 9 In, the diagnosis target organ name or ultrasonic frequency is set. The system control unit 8 receives the setting signal from the input unit 9, supplies the control signal to the changeover switches 76-11 and 76-12, sets only the changeover switch 76-11 to ON, and resonates the set frequency (f1). The ultrasonic transducer 71-11-1 having the frequency is selected. Further, the system control unit 8 sends a control signal to the changeover switches 34a-1 "and 34a-2", and one or more optimum inductors among the inductors 46a-1 "and 46a-2" are sent. 46 is selected.
[0109]
In the case of the resonance frequency f2, the changeover switch 76-12 is turned on in the same procedure, and the ultrasonic transducer 71-12-1 is selected. Further, an optimum inductance for the ultrasonic transducer 71-12-1 is selected by the changeover switches 34a-1 '' and 34a-2 ''.
[0110]
According to the present modification described above, as in the second embodiment described above, one ultrasonic probe 40 includes the ultrasonic transducer 71 having different resonance frequencies. Without replacing the sonic probe 40, the diagnosis of the shallow organ and the diagnosis of the deep organ can be performed with the optimum ultrasonic frequency.
[0111]
The second implementation already described by applying this modification also to each of B mode image and Doppler mode image, fundamental wave transmission and harmonic wave reception in THI and CHI, bubble crushing and imaging in ultrasonic DDS The same effect as that of the embodiment can be obtained.
[0112]
Furthermore, in this modification, a PZT ceramic material having a narrow band is used for the ultrasonic transducer 71 for transmission, and a PZNT single crystal material having a relatively wide band is used for the ultrasonic transducer 71 for reception. However, the respective resonance frequencies in this case may be substantially the same. In the THI already described, there is a method in which a narrow-band transmission ultrasonic wave is used at the time of transmission, a harmonic is generated in a limited frequency range, and this harmonic component is received with high sensitivity by the broadband ultrasonic transducer 71. Is preferred.
[0113]
In the second embodiment and its modifications, the type and number of resonance frequencies are not limited. Although the case where two inductors 46 are connected in parallel has been described, the number of inductors 46 connected in parallel is not limited to two. Further, instead of the inductor 46, another circuit element such as a capacitor or a resistor may be used, or a combination of these may be used. Further, the circuit shown in FIGS. 3 and 5 may be used in place of the inductor 46.
[0114]
On the other hand, in the description of the third embodiment and the modification thereof, the changeover switch 76-1 or 76-11 is provided between the ultrasonic transducer 71 and the cable 44, but FIG. 11 (b), the cable 44 and the ultrasonic transducers 71-21-1 to 71-23-1, or the cable 44 and 71-11-1 and 71-12-1 are directly connected. Also good.
[0115]
Furthermore, the first to third embodiments are not limited to the pulse reflection method, and are effective, for example, in a continuous wave Doppler method using a continuous wave.
[0116]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to obtain a high-resolution and high-sensitivity ultrasonic image by switching and controlling the matching condition between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmitter or the ultrasonic receiver.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an entire ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic probe according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing a basic circuit configuration of a probe connector and a tuning element selection unit in the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a circuit configuration of a probe connector and a tuning element selection unit when a plurality of ultrasonic probes are connected in the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing a modification of the circuit configuration of the probe connector and the tuning element selection unit in the first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a modification of the circuit configuration of the probe connector and the tuning element selection unit in the first embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram illustrating a circuit configuration of a probe connector and a tuning element selection unit according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram showing a modification of the second embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic transducer according to a third embodiment of the present invention, and a circuit configuration of a probe connector and a tuning element selection unit connected to the transducer.
FIG. 10 is a diagram showing a modification of the third embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing a modification in the third embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
[Explanation of symbols]
8 ... System controller
13 ... Pulsa
14 ... Preamplifier
33 ... Tuning element selector
34 ... changeover switch
35 ... Connector pin
40. Ultrasonic probe
41 ... diagnostic device body
44 ... Cable
45 ... probe connector
46: Inductor
47 ... Connector
48 ... Connector pin
71 ... Ultrasonic transducer

Claims (14)

異なる共振周波数を有した複数の超音波振動子を備えた超音波プローブと、
前記複数の超音波振動子の中から所望の共振周波数を有する超音波振動子を選択する振動子選択手段と、
少なくとも第１又は第２の動作モードに応答して少なくとも第１又は第２の送信駆動信号を出力する送信手段と、
前記第１の動作モードに応答して前記送信手段から出力された前記第１の送信駆動信号を第１の同調用回路素子を介して前記選択された超音波振動子に供給する手段と、
前記第２の動作モードに応答して前記送信手段から出力された前記第２の送信駆動信号を第２の同調用回路素子を介して前記選択された超音波振動子に供給する手段と、
前記第１又は第２の送信駆動信号に応答して前記選択された超音波振動子から出力された第１又は第２の受信超音波信号を前記第１又は第２の同調用回路素子を介して受信し、第１又は第２の画像信号に変換する受信手段と、
前記受信手段から出力された前記第１又は第２の画像信号に基づいて、第１又は第２の超音波画像データを生成する画像データ生成手段と、
前記画像データ生成手段から出力された前記第１又は第２の超音波画像データを表示する表示手段とを備え、
前記第１の同調用回路素子および第２の同調用回路素子は、前記複数の超音波振動子毎に設けられることを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe comprising a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies;
Vibrator selection means for selecting an ultrasonic vibrator having a desired resonance frequency from the plurality of ultrasonic vibrators;
Transmitting means for outputting at least the first or second transmission drive signal in response to at least the first or second operation mode;
Means for supplying the first transmission drive signal output from the transmission means in response to the first operation mode to the selected ultrasonic transducer via a first tuning circuit element;
Means for supplying the second transmission drive signal output from the transmission means in response to the second operation mode to the selected ultrasonic transducer via a second tuning circuit element;
The first or second received ultrasonic signal output from the selected ultrasonic transducer in response to the first or second transmission drive signal is passed through the first or second tuning circuit element. Receiving means for receiving and converting into a first or second image signal;
Image data generating means for generating first or second ultrasonic image data based on the first or second image signal output from the receiving means;
Display means for displaying the first or second ultrasonic image data output from the image data generation means,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the first tuning circuit element and the second tuning circuit element are provided for each of the plurality of ultrasonic transducers. 前記第１の同調用回路素子および第２の同調用回路素子は、前記超音波振動子と前記送信手段および前記受信手段の接続コネクタに設けられ、前記第１又は第２の動作モードに応じて前記第１の同調用回路素子又は第２の同調用回路素子が選択されることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。  The first tuning circuit element and the second tuning circuit element are provided in a connection connector of the ultrasonic transducer, the transmitting unit, and the receiving unit, and depending on the first or second operation mode. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first tuning circuit element or the second tuning circuit element is selected. 前記第１の同調用回路素子および第２の同調用回路素子は、前記複数の超音波振動子と前記送信手段および前記受信手段の接続コネクタに設けられ、前記第１又は第２の動作モードに応じて前記選択された超音波振動子に対応する前記第１の同調用回路素子又は第２の同調用回路素子が選択されることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。  The first tuning circuit element and the second tuning circuit element are provided in connection connectors of the plurality of ultrasonic transducers, the transmission unit, and the reception unit, and are in the first or second operation mode. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first tuning circuit element or the second tuning circuit element corresponding to the selected ultrasonic transducer is selected accordingly. 前記振動子選択手段は、前記動作モードを制御する制御手段であって、前記超音波振動子の選択と共に前記第１の同調用回路素子又は第２の同調用回路素子を予め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。  The vibrator selecting means is a control means for controlling the operation mode, and selects the first tuning circuit element or the second tuning circuit element in advance together with the selection of the ultrasonic vibrator. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記第１の同調用回路素子は前記超音波振動子と前記送信手段および前記受信手段との間に直列接続されたインダクタであり、第２の同調用回路素子は前記超音波振動子と前記送信手段および前記受信手段との間に並列接続されたインダクタであることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。  The first tuning circuit element is an inductor connected in series between the ultrasonic transducer and the transmitting unit and the receiving unit, and the second tuning circuit element is the ultrasonic transducer and the transmitting unit. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is an inductor connected in parallel between a receiving unit and a receiving unit. 前記第１及び第２の同調用回路素子は前記超音波振動子と前記送信手段および前記受信手段との間に直列接続されたインダクタであり、前記第２の同調用回路素子のインダクタは前記第１の同調用回路素子のインダクタに対して異なるインダクタンス値を有することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。  The first and second tuning circuit elements are inductors connected in series between the ultrasonic transducer and the transmitting means and the receiving means, and the inductor of the second tuning circuit element is the first 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the tuning circuit element has different inductance values with respect to the inductor of the tuning circuit element. 前記第１の同調用回路素子又は第２の同調用回路素子は、インダクタあるいはキャパシタの少なくともいずれかを用いることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。  The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the first tuning circuit element or the second tuning circuit element uses at least one of an inductor and a capacitor. 前記制御手段は、前記超音波プローブのＩＤ情報に基づいて前記第１又は第２の同調用回路素子のいずれか一方を選択することを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。  The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, wherein the control unit selects one of the first and second tuning circuit elements based on ID information of the ultrasonic probe. 入力手段を備え、前記制御手段は前記入力手段からの指示に基づいて前記第１又は第２の同調用回路素子を選択することを特徴とする請求項５に記載の超音波診断装置。  6. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 5, further comprising an input unit, wherein the control unit selects the first or second tuning circuit element based on an instruction from the input unit. 前記第１の動作モードはＢモードであって、前記第１の同調用回路素子は前記Ｂモードの画像データ収集時において要求される高分解能を得るための直列共振用インダクタであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。  The first operation mode is a B mode, and the first tuning circuit element is a series resonance inductor for obtaining a high resolution required at the time of image data collection in the B mode. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記第２の動作モードはドプラモードであって、前記第２の同調用回路素子は前記ドプラモードの画像データ収集時において要求される高感度を得るための並列共振用インダクタであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。  The second operation mode is a Doppler mode, and the second tuning circuit element is a parallel resonance inductor for obtaining high sensitivity required when collecting image data in the Doppler mode. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1. 前記超音波プローブは、異なる共振周波数を有する超音波振動子をスキャン方向に配列して構成した振動子群を、更に同じ方向に複数個配列して構成されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。  2. The ultrasonic probe according to claim 1, further comprising a plurality of transducer groups in which ultrasonic transducers having different resonance frequencies are arranged in a scanning direction and arranged in the same direction. Ultrasound diagnostic equipment. 前記超音波プローブは、異なる共振周波数を有する超音波振動子をスライス方向に隣接して配置した振動子群を、更にスキャン方向に複数個配列して構成されることを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。  2. The ultrasonic probe according to claim 1, wherein a plurality of transducer groups in which ultrasonic transducers having different resonance frequencies are arranged adjacent to each other in the slice direction are arranged in the scan direction. Ultrasound diagnostic equipment. 前記超音波プローブに設けられた第１のコネクタ部と、前記送信手段および受信手段が収納された診断装置本体に設けられた第２のコネクタ部が接続されて構成され、前記第１又は第２の同調用回路素子は前記第１のコネクタ部に設けられ、前記第２のコネクタ部に選択スイッチが設けられることを特徴とする請求項２又は請求項４に記載の超音波診断装置。  A first connector portion provided in the ultrasonic probe and a second connector portion provided in a diagnostic apparatus main body in which the transmission means and the reception means are accommodated are connected, and the first or second 5. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, wherein the tuning circuit element is provided in the first connector portion, and a selection switch is provided in the second connector portion.
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