CN105615921A - 超声波探头及超声波诊断装置 - Google Patents

超声波探头及超声波诊断装置 Download PDF

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Abstract

作为本发明的一形态的本实施方式涉及超声波探头及超声波诊断装置。提供一种能够在最小次数的发送次序所需要的时间中产生用于生成弹性成像图像的信息的超声波探头及超声波诊断装置。有关本实施方式的超声波探头具备：至少1个第1振子，在弹性成像模式下，作为执行基于声辐射压的激振的激振专用振子而发挥功能；多个第2振子，在上述弹性成像模式下，作为检测通过上述激振产生的剪切波的检测专用振子而发挥功能。

Description

超声波探头及超声波诊断装置
相关申请的交叉引用
本申请以日本专利申请2014－238641(申请日：2014年11月26日)为基础主张优先权。本申请通过参照这些申请而包含该申请的全部内容。
技术领域
本发明的作为一形态的本实施方式涉及收发超声波的超声波探头及超声波诊断装置。
背景技术
作为乳癌、肝硬变及血管障碍等的诊断方法，作为医者的触诊的替代，有根据超声波的回波信号将生物体内的脏器等组织的硬度定量化并影像化的方法(弹性成像，Elastography)。弹性成像大体上被分类为应变检测型弹性成像和声响照射型弹性成像。应变检测型弹性成像是根据从体外将体表压迫及释放、由自发性地动作的心脏等脏器的运动引起的脏器的变形(应变)、将与周围的组织的相对的硬度定量化并影像化的技术。
声响照射型弹性成像是将具有产生声辐射压的比较大能量的激振(日语：加振)用的超声波从体外向生物体内的脏器等组织发送的技术。并且，声响照射型弹性成像通过计算由组织的变位(振动)而在组织周围作为横波产生的剪切波的声速，将组织的硬度(弹性率)定量化并影像化。
在它们之中，在声响照射型弹性成像中，首先，通过使用超声波探头的B模式用的超声波振子单元来形成激振用的超声波束(激振束)，存在于激振位置的组织变位。接着，通过使用相同的超声波振子单元，在激振位置的周围的检测位置形成检测用的超声波束(检测束)，从而用组织多普勒法等检测出通过组织的变位而产生的剪切波的波峰(日语：波頭)。
并且，在声响照射型弹性成像中，通过计测从激振束的发送时刻到剪切波的波峰到达检测位置的时刻为止的到达时间，计算从激振位置到检测位置的剪切波的声速。此外，计算从激振位置到多个检测位置的剪切波的平均声速，计算各声速相对于平均声速的相对值作为表示组织的硬度的信息。
由于在生物体中有粘性，所以剪切波的波峰随着从激振位置离开而变弱。由此，根据以往技术，在从激振位置离开的检测位置，剪切波的波峰的检测精度下降，所以弹性成像图像整体的画质的均匀性下降。
所以，在以往技术中，进行将显示范围分割为多个块、将剪切波的检测精度较高的多个检测位置(块)接合而生成1张弹性成像图像的处理。为此，需要对应于多个检测位置而进行多个发送次序(一连串的激振脉冲的发送和一连串的检测脉冲的发送的组合)，所以弹性成像图像等的帧速率下降多个发送次序所需要的时间量。另一方面，如果想要维持帧速率而减少检测位置的数量，则弹性成像图像的画质的均匀性下降。
进而，如果弹性成像图像等的帧速率下降，则实时性受损，此外，还产生通过生物体内的组织的运动而在图像中产生伪影的害处。
发明内容
本发明的目的是提供一种能够在最小次数的发送次序所需要的时间中产生用于生成弹性成像图像的信息的超声波探头及超声波诊断装置。
有关本实施方式的超声波探头具备：至少1个第1振子，在弹性成像模式下，作为执行基于声辐射压的激振的激振专用振子而发挥功能；多个第2振子，在上述弹性成像模式下，作为检测通过上述激振产生的剪切波的检测专用振子而发挥功能。
根据上述结构的超声波探头，能够在最小次数的发送次序所需要的时间中产生用于生成弹性成像图像的信息。
附图说明
图1是表示有关本实施方式的超声波探头及超声波诊断装置的结构的概略图。
图2是表示以往的超声波探头的外观构造的立体图。
图3是表示以往的超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图4是表示有关本实施方式的超声波探头中的第1超声波探头的外观构造的立体图。
图5是表示第1超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图6是表示有关本实施方式的超声波探头的控制系统的块图。
图7是表示有关本实施方式的超声波探头的控制系统的构造图。
图8是用来说明使用图2及图3所示的以往的超声波探头的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图9是表示检测位置处的剪切波的时间波形的一例的图。
图10是用来说明使用图4及图5所示的第1超声波探头的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图11是表示头部的构造的外观图。
图12是表示有关本实施方式的超声波探头中的第2超声波探头的外观构造的立体图。
图13是表示第2超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图14是用来说明使用图12及图13所示的第2超声波探头的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图15是表示有关本实施方式的超声波探头中的第3超声波探头的外观构造的立体图。
图16是表示第3超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图17是用来说明使用图15及图16所示的第3超声波探头的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图18是表示有关本实施方式的超声波探头中的第4超声波探头的外观构造的立体图。
图19是表示第4超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图20是用来说明使用图18及图19所示的第4超声波探头的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图21是表示第5超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图22是表示有关本实施方式的超声波探头中的第6超声波探头的外观构造的立体图。
图23是表示第6超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图24是表示有关本实施方式的超声波探头中的第7超声波探头的外观构造的立体图。
具体实施方式
参照附图对有关本实施方式的超声波探头及超声波诊断装置进行说明。
图1是表示有关本实施方式的超声波探头及超声波诊断装置的结构的概略图。
图1表示有关本实施方式的超声波诊断装置10。超声波诊断装置10具备超声波探头11及装置主体12。
超声波探头11与装置主体12拆装自如地连接。超声波探头11设有弹性成像(声响照射型弹性成像)模式下的激振(加压)用的超声波振子单元(以下称作“激振专用振子单元”)20和弹性成像模式的检测(追踪)用的超声波振子单元(以下称作“检测专用振子单元”)30。另外，检测专用振子单元30也兼用在B模式及多普勒模式下的超声波的收发中。
这里，在图4及图5、图12及图13、图18及图19和图21中表示超声波探头11设有1个激振专用振子单元20的情况下的构造例。此外，在图15及图16中表示超声波探头11设有两个激振专用振子单元20(201、202)的情况下的构造例。如果将超声波探头11的声辐射面的一方向定义为第1方向(方位角(azimuth)方向)，将另一方向定义为第2方向(仰角(elevation)方向)，则检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的一侧。
图2是表示以往的超声波探头的外观构造的立体图。图3是表示以往的超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图2表示以往的超声波探头911的外观构造。以往的超声波探头911设有兼用于弹性成像模式下的激振及检测的1个超声波振子单元(以下称作“激振及检测兼用的振子单元”)930、和传递与装置主体之间的信号的线缆(未图示)。另外，激振及检测兼用的振子单元930也兼用于B模式及多普勒模式下的超声波的收发。
如图3所示，激振及检测兼用的振子单元930具备沿着第1方向(方位角方向)的多个振子931s。另外，激振及检测兼用的振子单元930也具备声匹配层、背衬(backing)及声透镜等，但在图2及图3中省略其图示。
多个振子931s分别发送产生声辐射压的比较大能量(声压)的激振用的超声波，并收发与激振用的超声波相比较小的能量的检测用的超声波。
此外，多个振子931s除了弹性成像模式以外，在B模式等中也被使用。在B模式中，也可以通过在第1方向上依次切换B模式用的超声波束(扫描线)的位置来得到静止图像。此外，多个振子931s也可以通过在B模式下以多个帧得到静止图像来得到运动图像。
图4是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第1超声波探头的外观构造的立体图。图5是表示第1超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图4表示有关本实施方式的超声波探头11中的第1超声波探头11A的外观构造。第1超声波探头11A设有1个激振专用振子单元20、1个检测专用振子单元30、头部(外装零件)40和传递与装置主体12(在图1中图示)之间的信号的线缆(未图示)。检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的单侧。
激振专用振子单元20具备在弹性成像模式中作为执行基于声辐射压的激振的激振专用振子而发挥功能的至少1个第1振子。在图5所示的例子中，激振专用振子单元20具备1个大径的第1振子21。以下，将大径的第1振子称作“大径振子”。大径振子21与检测专用振子单元30中具备的各振子相比，第1方向上的宽度较长，第2方向的宽度没有限制。
大径振子21发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。大径振子21在第1方向上具有一定程度的宽度，以使从大径振子21发送的激振用的超声波经由在第2方向上聚焦的声透镜(未图示)成为在第1方向上具有宽度的平面波Fp(在图10中图示)。另外，激振专用振子单元20也具备声匹配层、背衬及声透镜等，但在图4及图5中省略其图示。
另一方面，检测专用振子单元30具备在弹性成像模式中作为检测通过激振产生的剪切波的检测专用振子而发挥功能的多个第2振子。在图5所示的例子中，检测专用振子单元30具备沿着第1方向的多个第2振子31s。多个第2振子31s分别收发与激振用的超声波相比比较小能量的检测用的超声波。另外，检测专用振子单元30也具备声匹配层、背衬及声透镜等，但在图4及图5中省略其图示。
此外，多个第2振子31s除了弹性成像模式以外，在B模式等中也使用。在B模式中，通过在第1方向上依次将B模式用的超声波束(扫描线)的位置在第1方向上切换，能够得到静止图像。此外，多个第2振子31s也可以通过在B模式中以多个帧得到静止图像来得到运动图像。
回到图1的说明，装置主体12具备处理电路51、存储电路52、输入电路53、显示器54、收发部(收发电路)55、波形解析部(波形解析电路)56及硬度推测部(硬度推测电路)57。另外，在图1所示的装置主体12中，仅表示了进行声响照射型弹性成像所需要的结构，但也可以同时具备在通常的超声波诊断装置中具备的功能、例如用来生成并显示B模式图像或多普勒图像的结构。此外，硬度推测部57也可以是处理电路51执行程序而作为功能实现的部件。
处理电路51具备CPU(centralprocessingunit)及存储器。处理电路51综合控制装置主体12的各单元。处理电路51能够接受收发部55的输出，控制进行其波形解析的波形解析部56及硬度推测部57而生成表示生物体内的脏器等组织的硬度的信息。
处理电路51除了专用或通用的CPU(centralprocessingunit)或MPU(microprocessorunit)以外，还指面向特定用途的集成电路(ASIC：applicationspecificintegratedcircuit)及可编程逻辑设备等的处理电路。作为可编程逻辑设备，例如可以举出简单可编程逻辑设备(SPLD：simpleprogrammablelogicdevice)、复合可编程逻辑设备(CPLD：complexprogrammablelogicdevice)及现场可编程门阵列(FPGA：fieldprogrammablegatearray)等的电路。处理电路51将存储在存储电路52中或直接装入在处理电路51内的程序读出并执行。
此外，处理电路51既可以由单一的电路构成，也可以通过将多个独立的电路组合构成。在后者的情况下，存储程序的存储电路52既可以按照电路单独设置，也可以1个存储电路52存储与多个电路的功能对应的程序。
存储电路52是磁盘(硬盘等)、光盘(CD－ROM、DVD等)、半导体存储器等的记录媒体、及将记录在这些媒体中的信息读出的装置。在存储电路52中，保管收发条件、用来执行规定的扫描次序、图像生成、显示处理的控制程序、各种信号数据或图像数据及其他数据。存储电路52内的数据也可以向外部装置(未图示)传送。
输入电路53是用来将来自操作者的各种指示、条件、关注区域(ROI)的设定指示、各种画质条件设定指示等向装置主体12取入的输入来自各种开关、按钮、追踪球、鼠标及键盘等的信号的电路。这里，假设输入设备自身也包含在输入电路53中。如果由操作者操作输入设备，则输入电路53生成与该操作对应的输入信号，向处理电路51输出。另外，装置主体12也可以具备输入设备与显示器54一体地构成的触摸面板。
显示器54按照来自处理电路51的控制信号，显示由硬度推测部57生成的弹性成像图像。显示器54是液晶显示器面板、等离子显示器面板及有机EL面板等的显示设备。
收发部55控制超声波探头11中的激振用的超声波的发送。收发部55具备激振用波形生成部551、激振用发送部552及频率设定部553。激振用发送部552在处理电路51的控制下，将基于由激振用波形生成部551生成的波形的送波信号向激振专用振子单元20发送。
来自激振用发送部552的送波信号在激振专用振子单元20的大径振子21(图5中图示)中被变换为超声波信号并发送。由此，从激振专用振子单元20朝向组织形成激振面Fp(在图10中图示)。另外，激振用的超声波的发送开始时刻及发送结束时刻由频率设定部553设定。这里，所谓频率，表示激振用的超声波的发送的反复频率。
此外，收发部55控制超声波探头11中的检测用的超声波的收发。收发部55具备检测用波形生成部554、检测用发送部555、检测束计算部556及检波部557。检测用发送部555在处理电路51的控制下，在激振用的超声波的发送后，以形成基于由检测用波形生成部554生成的波形的检测束Ft1、Ft2(图10中图示)的方式，将在第1方向上被电子对焦(发送延迟时间及/或接收延迟时间)的送波信号向检测专用振子单元30发送。
来自检测用发送部555的送波信号在检测专用振子单元30的多个第2振子31s(图5中图示)中被变换为超声波信号并发送。由此，通过检测专用振子单元30收发由声透镜23在第2方向上聚焦后的检测束Ft1、Ft2(图10中图示)。
此外，检测专用振子单元30的多个第2振子31s将起因于通过组织的变位在第2方向上传输的剪切波W(图10中图示)的回波信号接收，变换为电信号。检测专用振子单元30将电信号向检测束计算部556发送。检测束计算部556的输出在检波部557中进行包络线检波、log压缩、带通滤波处理及增益控制等的信号处理后，向波形解析部56输出，作为表示伴随着剪切波的传输的组织的变化的信号。
波形解析部56基于从收发部55的检波部557输入的信号，进行关于剪切波的解析。作为关于剪切波的解析，例如可以举出根据剪切波的时间波形(相当于图9所示的曲线图)检测峰值、计测成为峰值的时刻(相当于图9所示的“t”)的运算。对于波形解析部56的输出而言，作为表示剪切波的检测位置及解析结果的信号被向硬度推测部57输出。该解析结果例如是表示作为由剪切波带来的组织的变位的峰值的时刻的信号。
硬度推测部57基于从波形解析部56输入的信号计算各个检测位置的剪切波的声速，计算多个检测位置处的多个声速的平均声速。硬度推测部57推测各声速相对于平均声速的相对值，作为组织的硬度(弹性率)。硬度推测部57将表示组织的硬度的信号变换为图像信号，使显示器54显示表示组织的硬度的数值、或表示与表示组织的硬度的数值的程度相应的颜色的属性信息(包含色相信息、亮度信息及彩度信息的至少1个信息)的分布的弹性成像图像。
此外，硬度推测部57也可以在基于与弹性成像模式交替地进行的B模式的B模式图像上，重叠弹性成像图像并使显示器54显示。进而，硬度推测部57也可以使显示器54显示多个帧的弹性成像图像。
图6是表示有关本实施方式的超声波探头的控制系统的块图。图7是表示有关本实施方式的超声波探头的控制系统的构造图。
图6及图7表示超声波诊断装置10的第1超声波探头11A和装置主体12。为了切换激振用的超声波的发送和检测用的超声波的收发的定时，超声波探头11A的振子单元20、30经由高压开关(HV－SW)电路被并联连接。HV－SW电路被装置主体12的收发部55驱动。装置主体12的处理电路51择一地将HV－SW电路接通/断开(ON/OFF)控制。HV－SW电路如图7所示，被内置在超声波探头11A的手柄部中。
接着，对使用以往的超声波探头911(图2及图3中图示)的剪切波的声速的计算方法与使用第1超声波探头11A(图4及图5中图示)的剪切波的声速的计算方法的差异进行说明。
图8是用来说明使用图2及图3所示的以往的超声波探头911的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图8表示以往的超声波探头911的正交的两方向的剖视图。以往的超声波探头911设有激振及检测兼用的振子单元930。激振及检测兼用的振子单元930具备沿着第1方向的多个振子931s、背衬932及声透镜933。
使用图8，说明在沿着第1方向的两个检测位置H1、H2检测剪切波的波峰的情况。
首先，激振及检测兼用的振子单元930的多个振子931s发送在第1方向上被电子对焦以向激振位置G1聚焦的激振用的超声波脉冲(激振脉冲)。激振脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜933向激振位置G1聚焦。由此，激振及检测兼用的振子单元930对于激振位置G1形成激振用的超声波束(激振束)Bp1。此外，通过从多个振子931s反复发送一连串的激振脉冲，激振及检测兼用的振子单元930对于激振位置G1反复形成激振束Bp1。
如果对激振位置G1反复形成激振束Bp1，则通过存在于激振位置G1的组织的变位而产生剪切波。这里，将起因于激振束Bp1、在第1方向上传输的剪切波设为V1。
接着，在对于激振位置G1的激振束Bp1的反复形成后，激振及检测兼用的振子单元930的多个振子931s收发以向预先设定的检测位置H1(第1方向上的激振位置G1的周围)聚焦的方式在第1方向上被电子对焦的检测用的超声波脉冲(检测脉冲)。检测脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜933向检测位置H1聚焦。由此，激振及检测兼用的振子单元930对于检测位置H1形成检测用的超声波束(检测束)Bt1。此外，通过从多个振子931s反复收发一连串的检测脉冲，激振及检测兼用的振子单元930对于检测位置H1反复形成检测束Bt1。
如果在检测位置H1反复形成检测束Bt1，则在第1方向上传输的剪切波V1被检测到。另外，用来形成检测束Bt1的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
接着，在对于检测位置H1的检测束Bt1的反复形成后，激振及检测兼用的振子单元930对激振位置G2反复形成激振束Bp2。如果对于激振位置G2反复形成激振束Bp2，则通过存在于激振位置G2的组织的变位而产生剪切波。这里，设起因于激振束Bp2在第1方向上传输的剪切波为V2。
接着，在对于激振位置G2的激振束Bp2的反复形成后，激振及检测兼用的振子单元930在检测位置H2反复形成检测束Bt2。如果对于检测位置H2反复形成检测束Bt2，则在第1方向上传输的剪切波V2被检测到。另外，用来形成检测束Bt2的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
如果在检测位置H1检测出通过激振束Bp1产生的剪切波V1的波峰而计测到剪切波V1的到达时间，则通过组织多普勒法等，根据“t/d”计算检测位置H1处的剪切波V1的声速。这里，“t”是从激振束Bp1的发送时刻到剪切波V1的波峰到达检测位置H1的时刻为止的到达时间(时刻差)。此外，“d”是从激振位置G1到检测位置H1的距离。另外，在图9中表示检测位置H1处的剪切波的时间波形的一例。此外，在检测位置H1处的剪切波V1的声速的计算后，关于检测位置H2处的通过激振束Bp2产生的剪切波V2的声速也同样地计算。此外，计算两个检测位置H1、H2处的平均声速。
如以上这样，在以往的超声波探头911中，在沿着第1方向的两个检测位置H1、H2分别检测到在第1方向上传输的剪切波V1、V2的波峰。由此，在使用以往的超声波探头911、在沿着第1方向的两个检测位置H1、H2处分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，需要用来将组合了一连串的激振脉冲的发送(反复发送)和一连串的检测脉冲的发送(反复发送)的发送次序进行两次的时间。
并且，在沿着第1方向的3个以上的检测位置H1，H2，…处分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，需要用来以检测位置的数量进行发送次序的时间。
图10是用来说明使用图4及图5所示的第1超声波探头11A的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图10表示第1超声波探头11A的正交的两方向的剖视图。第1超声波探头11A设有振子单元20、30和头部40。激振专用振子单元20具备大径振子21、背衬22及声透镜23。检测专用振子单元30具备沿着第1方向的多个第2振子31s、背衬32及声透镜33。
作为声透镜23、33的材料，通常选择声阻抗与头部40接近而声速不同的树脂，例如硅橡胶。但是，声透镜23、33也可以由与形成在头部40的内表面上的凹部密接的形状的橡胶部件形成，也可以由用来将振子单元20、30与头部40粘接的粘接剂形成。
头部40为了将振子单元20、30固定到第1超声波探头11A的主体上，具有与振子单元20、30的形状匹配的形状。头部40具有图11所示那样的构造，与生物体的体表的接触面是平滑的。作为头部40的材料，选择与体表的声匹配良好的树脂，例如聚甲基戊烯。
使用图10，说明在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处检测剪切波的波峰的情况。
首先，激振专用振子单元20的大径振子21发送激振脉冲。激振脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜23向激振区域I(在第1方向上延伸的多个激振位置的集合)聚焦。由此，激振专用振子单元20对于激振区域I形成激振用的超声波面(激振面)Fp。此外，通过从大径振子21反复发送一连串的激振脉冲，激振专用振子单元20对于激振区域I反复形成激振面Fp。
如果对激振区域I反复形成激振面Fp，则通过存在于激振区域I的组织的变位，产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp在第2方向上传输的剪切波为W。
通过激振专用振子单元20形成的激振面Fp在第2方向上被声透镜23聚焦，但在第1方向上没有聚焦效果，所以保持大致平面状的波面。在一定深度形成在第1方向上延伸的线状的激振区域I，通过存在于激振区域I中的组织的变位产生的剪切波W在第2方向上传播。
接着，在对于激振区域I的激振面Fp的反复形成后，检测专用振子单元30的多个第2振子31s收发以向检测位置J1(第2方向上的激振区域I的周围)聚焦的方式在第1方向上被电子对焦的检测脉冲。检测脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜33向检测位置J1聚焦。由此，检测专用振子单元30对于检测位置J1形成检测束Ft1。此外，通过从多个第2振子31s反复收发一连串的检测脉冲，检测专用振子单元30对于检测位置J1反复形成检测束Ft1。
如果对于检测位置J1反复形成检测束Ft1，则在第2方向上传输的剪切波W被检测到。另外，用来形成检测束Ft1的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
此外，在对于激振区域I的激振面Fp的反复形成后，与对于检测位置J1的检测束Ft1的反复形成并行(同时)地，检测专用振子单元30对于检测位置J2反复形成检测束Ft2。如果对于检测位置J2反复形成检测束Ft2，则检测出在第2方向上传输的剪切波W。另外，用来形成检测束Ft2的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
如果在检测位置J1检测出由激振面Fp产生的剪切波W的波峰而计测出剪切波W的到达时间，则通过组织多普勒法等，计算检测位置J1处的剪切波W的声速。此外，与检测位置J1处的剪切波W的声速的计算并行地，对于检测位置J2处的由激振面Fp产生的剪切波W的声速也同样计算。此外，计算两个检测位置J1、J2处的平均声速。
如以上这样，在第1超声波探头11A中，在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2，分别检测在正交的第2方向上传输的剪切波W的波峰。由此，在使用第1超声波探头11A、在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W的波峰的到达时间的情况下，一连串的激振脉冲的发送1次就足够，并行地进行两个检测位置J1、J2处的检测动作。因而，在第1超声波探头11A中，在两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。
并且，在第1超声波探头11A中，在沿着第1方向的3个以上的检测位置J1，J2，…处分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。由此，根据第1超声波探头11A，弹性成像图像的帧速率及基于与弹性成像模式交替地进行的B模式的B模式图像的帧速率提高。
进而，如图8所示，在使用以往的超声波探头911的情况下，激振位置G与检测位置H1的间隔和激振位置G与检测位置H2的间隔不同。在间隔较大的检测位置H2处，有通过传播而剪切波V变弱(日语：鈍る)的问题。在此情况下，剪切波V的波峰的检测精度下降，所以弹性成像图像整体的画质的均匀性下降。另一方面，如图10所示，在使用第1超声波探头11A的情况下，激振区域I与多个检测位置J1、J2的间隔(最短距离)D是一定值。由此，在使用第1超声波探头11A的情况下，弹性成像图像整体的画质的均匀性提高。
这里，B模式图像在激振面Fp的形成和检测束Ft1、Ft2的形成的组的前后，基于从检测专用振子单元30的多个第2振子31s发送的B模式用的超声波而生成。
此外，根据图8所示的以往的超声波探头911，一连串的激振脉冲的反复频率受激振及检测兼用的振子单元930的频率特性制约。另一方面，根据图10所示的第1超声波探头11A，与检测专用振子单元30独立而设置发送激振脉冲的激振专用振子单元20。由此，作为在激振专用振子单元20中装备的大径振子21，可以选择具有用来有效地产生声辐射压的最优的频率特性者、或能够输出最优的声者。
另外，在超声波探头11中，以检测专用振子单元30是具备沿着第1方向的多个第2振子31s的1D构造的情况为例进行说明。但是，检测专用振子单元30也可以是具备沿着第1方向及第2方向的多个振子的2D构造。在此情况下，在检测专用振子单元30中不需要声透镜33，不仅是第1方向，关于第2方向也进行电子对焦。
(第2超声波探头)
图12是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第2超声波探头的外观构造的立体图。图13是表示第2超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图12表示有关本实施方式的超声波探头11中的第2超声波探头11B的外观构造。第2超声波探头11B设有1个激振专用振子单元20、1个检测专用振子单元30、头部40、和传递与装置主体12(图1中图示)之间的信号的线缆(未图示)。检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的单侧。
如图13所示，激振专用振子单元20在沿着第1方向被分割的多个区域的各区域中具备1个大径振子(与多个区域分别对应的多个大径振子21s)。大径振子21s的各振子发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。大径振子21s的各振子在第1方向上具有一定程度的宽度，以使从各振子发送的激振用的超声波经由在第2方向上聚焦的声透镜(未图示)成为在第1方向上具有宽度的平面波Fp1、Fp2(图14中图示)。另外，激振专用振子单元20也具备声匹配层、背衬及声透镜等，但在图12及图13中省略其图示。
另外，图12及图13所示的检测专用振子单元30的构造及功能与图4及图5所示是同样的，所以省略说明。
图14是用来说明使用图12及图13所示的第2超声波探头11B的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图14表示第2超声波探头11B的正交的两方向的剖视图。第2超声波探头11B设有振子单元20、30和头部40。激振专用振子单元20具备大径振子21s、背衬22及声透镜23。检测专用振子单元30具备沿着第1方向的多个第2振子31s、背衬32及声透镜33。
使用图14，说明在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处检测剪切波的波峰的情况。
首先，激振专用振子单元20的多个大径振子21s中的1个振子发送激振脉冲。激振脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜23向激振区域I1聚焦。由此，激振专用振子单元20对于激振区域I1形成激振面Fp1。此外，通过从该振子反复发送一连串的激振脉冲，激振专用振子单元20对于激振区域I1反复形成激振面Fp1。
如果对于激振区域I1反复形成激振面Fp1，则通过存在于激振区域I1中的组织的变位而产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp1在第2方向上传输的剪切波为W1。
此外，与对于激振区域I1的激振面Fp1的反复形成并行(同时)地，激振专用振子单元20对于激振区域I2反复形成激振面Fp2。
如果对于激振区域I2反复形成激振面Fp2，则通过存在于激振区域I2中的组织的变位而产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp2在第2方向上传输的剪切波为W2。
由激振专用振子单元20形成的激振面Fp1、Fp2在第2方向上被声透镜23聚焦，但在第1方向上没有聚焦效果，所以保持大致平面状的波面。在一定深度形成沿第1方向延伸的线状的激振区域I1、I2，通过存在于激振区域I1、I2中的组织的变位而产生的剪切波W1、W2在第2方向上传播。
接着，在对于激振区域I1的激振面Fp1的形成后，检测专用振子单元30的多个第2振子31s收发以向检测位置J1(第2方向上的激振区域I1的周围)聚焦的方式在第1方向上被电子对焦的检测脉冲。检测脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜33向检测位置J1聚焦。由此，检测专用振子单元30对于检测位置J1形成检测束Ft1。此外，通过从多个第2振子31s反复收发一连串的检测脉冲，检测专用振子单元30对于检测位置J1反复形成检测束Ft1。
如果对检测位置J1反复形成检测束Ft1，则在第2方向上传输的剪切波W1被检测到。另外，用来形成检测束Ft1的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
此外，在对于激振区域I2的激振面Fp2的反复形成后，与对于检测位置J1的检测束Ft1的反复形成并行(同时)地，检测专用振子单元30对于检测位置J2反复形成检测束Ft2。如果对检测位置J2反复形成检测束Ft2，则在第2方向上传输的剪切波W2被检测到。另外，用来形成检测束Ft2的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
如果在检测位置J1检测到通过激振面Fp1产生的剪切波W1的波峰而计测到剪切波W1的到达时间，则通过组织多普勒法等，计算检测位置J1处的剪切波W1的声速。此外，与检测位置J1处的剪切波W1的声速的计算并行地，对于检测位置J2处的通过激振面Fp2产生的剪切波W2的声速也同样地计算。此外，计算两个检测位置J1、J2处的平均声速。
如以上这样，在第2超声波探头11B中，在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2，分别检测出在正交的第2方向上传输的剪切波W1、W2的波峰。由此，在使用第2超声波探头11B、在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W1、W2的波峰的到达时间的情况下，并行地进行对于两个激振区域I1、I2的激振动作，并行地进行两个检测位置J1、J2处的检测动作。因而，在第2超声波探头11B中，在两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W1、W2的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。
并且，在第2超声波探头11B中，在沿着第1方向的3个以上的检测位置J1，J2，…处分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。由此，根据第2超声波探头11B，弹性成像图像的帧速率及基于与弹性成像模式交替地进行的B模式的B模式图像的帧速率提高。
进而，在使用第2超声波探头11B的情况下，激振区域I1与检测位置J1的间隔D和激振区域I2与检测位置J2的间隔D是一定值。由此，在使用第2超声波探头11B的情况下，弹性成像图像的画质的均匀性提高。
此外，根据第2超声波探头11B，与检测专用振子单元30独立地设置发送激振脉冲的激振专用振子单元20。由此，作为在激振专用振子单元20中具备的多个大径振子21s，可以选择具有用来有效地产生声辐射压的最优的频率特性者、或能够输出最优的声者。
除此以外，在第2超声波探头11B的情况下，通过从沿着第1方向的多个区域中选择所需的区域，能够不在沿着第1方向的整体范围而在沿着第1方向的限定范围中形成激振面Fp1(Fp2)，在激振脉冲的发送中能够使浪费的能量消耗变少。在此情况下，处理电路51(图1中图示)选择激振专用振子单元20的多个区域中的、发送激振用的超声波的所需的区域。并且，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从大径振子21s中的所需的区域所具备的大径振子，发送激振脉冲。
(第3超声波探头)
图15是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第3超声波探头的外观构造的立体图。图16是表示第3超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图15表示有关本实施方式的超声波探头11中的第3超声波探头11C的外观构造。第3超声波探头11C设有沿着第2方向的两个激振专用振子单元20(201、202)、1个检测专用振子单元30、头部40、和传递与装置主体12(图1中图示)之间的信号的线缆(未图示)。检测专用振子单元30被激振专用振子单元201、202夹着而设置。
如图16所示，激振专用振子单元201、202分别具备大径振子211、212。大径振子211、212分别发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。大径振子211、212在第1方向上具有一定程度的宽度，以使从各大径振子发送的激振用的超声波经由在第2方向上聚焦的声透镜(未图示)成为在第1方向上具有宽度的平面波Fp1、Fp2(图17中图示)。另外，激振专用振子单元201、202分别也具有声匹配层、背衬及声透镜等，但在图15及图16中省略其图示。
另外，图15及图16所示的检测专用振子单元30的构造及功能与图4及图5所示者是同样的，所以省略说明。
图17是用来说明使用图15及图16所示的第3超声波探头11C的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图17表示第3超声波探头11C的正交的两方向的剖视图。第3超声波探头11C设有振子单元201、202、30和头部40。激振专用振子单元201具备大径振子211、背衬221及声透镜231。激振专用振子单元202具备大径振子212、背衬222及声透镜232。检测专用振子单元30具备沿着第1方向的多个第2振子31s、背衬32及声透镜33。
使用图17，说明在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处检测剪切波的波峰的情况。
首先，激振专用振子单元201的大径振子211发送激振脉冲。激振脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜231向激振区域I1聚焦。由此，激振专用振子单元201对于激振区域I1形成激振面Fp1。此外，通过从大径振子211反复发送一连串的激振脉冲，激振专用振子单元201对于激振区域I1反复形成激振面Fp1。
如果对于激振区域I1反复形成激振面Fp1，则通过存在于激振区域I1中的组织的变位，产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp1而在第2方向上传输的剪切波为W1。
此外，与对于激振区域I1的激振面Fp1的反复形成并行(同时)地，激振专用振子单元202对于激振区域I2反复形成激振面Fp2。如果对于激振区域I2反复形成激振面Fp2，则通过存在于激振区域I2中的组织的变位，产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp2而在第2方向上传输的剪切波为W2。
由激振专用振子单元201、202形成的激振面Fp1、Fp2在第2方向上被声透镜231、232聚焦，但在第1方向上没有聚焦效果，所以保持大致平面状的波面。在一定深度中形成沿第1方向延伸的线状的激振区域I1、I2，通过存在于激振区域I1、I2中的组织的变位而产生的剪切波W1、W2在第2方向上传播。
另外，深度方向上的激振区域I1、I2的位置是同样的，但在图17中，为了方便而图示于深度方向上不同的位置。
接着，在对于激振区域I1、I2的激振面Fp1、Fp2的反复形成后，检测专用振子单元30的多个第2振子31s收发以向检测位置J1(第2方向上的激振区域I1、I2的周围)聚焦的方式在第1方向上被电子对焦的检测脉冲。检测脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜33向检测位置J1聚焦。由此，检测专用振子单元30对于检测位置J1形成检测束Ft1。此外，通过从多个第2振子31s反复收发一连串的检测脉冲，检测专用振子单元30对于检测位置J1反复形成检测束Ft1。
如果对于检测位置J1反复形成检测束Ft1，则在第2方向上传输的剪切波W1、W2被检测到。另外，用来形成检测束Ft1的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
此外，在对于激振区域I1、I2的激振面Fp1、Fp2的反复形成后，与对于检测位置J1的检测束Ft1的反复形成并行(同时)地，检测专用振子单元30对于检测位置J2反复形成检测束Ft2。如果对于检测位置J2反复形成检测束Ft2，则在第2方向上传输的剪切波W1、W2被检测到。另外，用来形成检测束Ft2的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
如果在检测位置J1分别检测到由激振面Fp1、Fp2产生的剪切波W1、W2的波峰而计测到剪切波W1、W2的到达时间(平均值)，则通过组织多普勒法等，计算检测位置J1处的剪切波W1、W2的声速(平均值)。此外，与检测位置J1处的剪切波W1、W2的声速的计算并行地，对于检测位置J2处的、由激振面Fp1、Fp2产生的剪切波W1、W2的声速也同样地计算。此外，计算两个检测位置J1、J2处的平均声速。
如以上那样，在第3超声波探头11C中，在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2，分别检测在正交的第2方向上传输的剪切波W1、W2的波峰。由此，为了使用第3超声波探头11C在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W1、W2的波峰的到达时间，并行地进行对于两个激振区域I1、I2的激振动作，并行地进行两个检测位置J1、J2处的检测动作。因而，在第3超声波探头11C中，在两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W1、W2的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。
并且，在第3超声波探头11C中，在沿着第1方向的3个以上的检测位置J1，J2，…处分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。由此，根据第3超声波探头11C，弹性成像图像的帧速率及基于与弹性成像模式交替地进行的B模式的B模式图像的帧速率提高。
进而，在使用第3超声波探头11C的情况下，激振区域I1与检测位置J1的间隔D、激振区域I1与检测位置J2的间隔D、激振区域I2与检测位置J1的间隔D、和激振区域I2与检测位置J2的间隔D是一定值。由此，在使用第3超声波探头11C的情况下，弹性成像图像的画质的均匀性提高。
此外，根据第3超声波探头11C，与检测专用振子单元30独立地设有发送激振脉冲的激振专用振子单元201、202。由此，作为在激振专用振子单元201、202中装备的大径振子211、212，可以选择具有用来有效地产生声辐射压的最优的频率特性者。
除此以外，在将弹性成像图像重叠在使用检测专用振子单元30得到的通常的B模式图像上而显示的情况下，在第1超声波探头11A(图4及图5中图示)或第2超声波探头11B(图12及图13中图示)中，B模式图像的截面与弹性成像图像的截面稍稍不同。但是，在第3超声波探头11C中，通过在检测专用振子单元30的沿着第2方向的两侧配置激振专用振子单元201、202，能够使检测专用振子单元30的中心轴与弹性成像图像的截面的中心一致。
另外，也可以对第3超声波探头11C组合第2超声波探头11B的构造。即，第3超声波探头11C的激振专用振子单元201、202分别也可以在沿着第1方向被分割的多个区域的各区域中具备1个大径振子(与多个区域分别对应的多个大径振子)。
(第4超声波探头)
图18是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第4超声波探头的外观构造的立体图。图19是表示第4超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图18表示有关本实施方式的超声波探头11中的第4超声波探头11D的外观构造。第4超声波探头11D设有1个激振专用振子单元20、1个检测专用振子单元30、头部40、和传递与装置主体12(图1中图示)之间的信号的线缆(未图示)。检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的单侧。
如图19所示，激振专用振子单元20的第2方向上的宽度比检测专用振子单元30的第2方向上的宽度大。此外，激振专用振子单元20具备沿着第2方向的多个第1振子21s。图19所示的多个第1振子21s的各振子发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。另外，激振专用振子单元20也具备声匹配层及背衬等，但在图15及图16中省略其图示。
另外，图18及图19所示的检测专用振子单元30的构造及功能与图4及图5所示者是同样的，所以省略说明。
图20是用来说明使用图18及图19所示的第4超声波探头11D的情况下的剪切波的声速的计算方法的图。
图20表示第4超声波探头11D的正交的两方向的剖视图。第4超声波探头11D设有振子单元20、30和头部40。激振专用振子单元20具备沿着第2方向的多个第1振子21s及背衬22，不需要具备声透镜。检测专用振子单元30具备沿着第1方向的多个第2振子31s、背衬32及声透镜33。
使用图20，说明在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处检测剪切波的波峰的情况。
首先，激振专用振子单元20的多个第1振子21s发送以向激振区域I聚焦的方式在第2方向上被电子对焦的激振面Fp。由此，激振专用振子单元20对于激振区域I形成激振面Fp。此外，通过从多个第1振子21s反复发送一连串的激振脉冲，激振专用振子单元20对于激振区域I反复形成激振面Fp。
如果对激振区域I反复形成激振面Fp，通过存在于激振区域I中的组织的变位而产生剪切波。这里，设起因于激振面Fp而在第2方向上传输的剪切波为W。
通过激振专用振子单元20形成的激振面Fp在第2方向上通过电子对焦被聚焦，但在第1方向上没有聚焦效果，所以保持大致平面状的波面。在一定深度形成在第1方向上延伸的线状的激振区域I，通过存在于激振区域I中的组织的变位而产生的剪切波W在第2方向上传播。
接着，在对于激振区域I的激振面Fp的反复形成后，检测专用振子单元30的多个第2振子31s收发以向检测位置J1(第2方向上的激振区域I的周围)聚焦的方式在第1方向上被电子对焦的检测脉冲。检测脉冲被在第2方向上聚焦的声透镜33向检测位置J1聚焦。由此，检测专用振子单元30对于检测位置J1形成检测束Ft1。此外，通过从多个第2振子31s反复收发检测脉冲，检测专用振子单元30对于检测位置J1反复形成检测束Ft1。
如果对于检测位置J1反复形成检测束Ft1，则在第2方向上传输的剪切波W被检测到。另外，用来形成检测束Ft1的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
此外，在对于激振区域I的激振面Fp的反复形成后，与对于检测位置J1的检测束Ft1的反复形成并行(同时)地，检测专用振子单元30对于检测位置J2反复形成检测束Ft2。如果对于检测位置J2反复形成检测束Ft2，则在第2方向上传输的剪切波W被检测到。另外，用来形成检测束Ft2的第1方向的电子对焦是基于发送延迟时间及/或接收延迟时间的。
如果在检测位置J1检测到由激振面Fp产生的剪切波W的波峰而计测到剪切波W的到达时间，则通过组织多普勒法等，计算检测位置J1处的剪切波W的声速。此外，与检测位置J1处的剪切波W的声速的计算并行地，对于检测位置J2处的由激振面Fp产生的剪切波W的声速也同样地计算。此外，计算两个检测位置J1、J2处的平均声速。
如以上这样，在第4超声波探头11D中，在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2，分别检测出在正交的第2方向上传输的剪切波W的波峰。由此，在使用第4超声波探头11D、在沿着第1方向的两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W的波峰的到达时间的情况下，一连串的激振脉冲的发送只要1次就足够，并行地进行两个检测位置J1、J2处的检测动作。因而，在第4超声波探头11D中，在两个检测位置J1、J2处分别计测剪切波W的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。
并且，在第4超声波探头11D中，在沿着第1方向的3个以上的检测位置J1，J2，…分别计测剪切波的波峰的到达时间的情况下，也只要有进行1次发送次序的时间就足够。由此，根据第4超声波探头11D，弹性成像图像的帧速率及基于与弹性成像模式交替地进行的B模式下的B模式图像的帧速率提高。
进而，在使用第4超声波探头11D的情况下，激振区域I与多个检测位置J1、J2的间隔D是一定值。由此，在使用第4超声波探头11D的情况下，弹性成像图像的画质的均匀性提高。
此外，根据第4超声波探头11D，与检测专用振子单元30独立地设置发送激振脉冲的激振专用振子单元20。由此，作为在激振专用振子单元20中具备的多个第1振子21s，可以选择具有用来有效地产生声辐射压的最优的频率特性者、或能够输出最优的声者。
除此以外，在使用第4超声波探头11D的情况下，以使激振面Fp向希望的激振区域I聚焦的方式在第2方向上被电子对焦(被赋予发送延迟时间)。并且，在使用第4超声波探头11D的情况下，与使用第1超声波探头11A(图4及图5中图示)的情况相比能够以大口径形成激振面Fp。此外，在第1超声波探头11A中，激振面Fp固定地按照由声透镜23(图10中图示)决定的音场形成，但在第4超声波探头11D中可以控制第2方向的电子对焦，形成对于想要得到弹性成像图像的深度来说最优的音场。
(第5超声波探头)
图21是表示第5超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图21表示具有将图12及图13所示的第2超声波探头11B和图18及图19所示的第4超声波探头11D的构造组合后的构造的第5超声波探头11E。
如图21所示，激振专用振子单元20在沿着第1方向被分割的多个区域的各区域中，具备沿着第2方向的多个第1振子21s。图21所示的多个第1振子21s的各振子发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。
第5超声波探头11E的情况下，如使用图14的第2超声波探头11B说明的那样，能够在沿着第1方向的限定范围中形成激振面Fp，能够使在激振脉冲的发送中浪费的能量消耗变少。在此情况下，处理电路51(图1中图示)选择激振专用振子单元20的多个区域中的、发送激振脉冲的所需的区域。并且，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从在所需的区域中具备的多个第1振子21s，发送激振脉冲。
进而，在第5超声波探头11E的情况下，能够得到与图20所示的第4超声波探头11D的情况同样的效果。
(第6超声波探头)
图22是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第6超声波探头的外观构造的立体图。图23是表示第6超声波探头的声辐射面侧的构造的图。
图22表示有关本实施方式的超声波探头11中的第6超声波探头11F的外观构造。第6超声波探头11F设有1个激振专用振子单元20、1个检测专用振子单元30、头部(外装零件)40、和传递与装置主体12(图1中图示)之间的信号的线缆(未图示)。检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的单侧。
如图23所示，激振专用振子单元20具备沿着第1方向的多个第1振子21s。多个第1振子21s分别发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。多个第1振子21s在第1方向上具有一定程度的宽度，以使从多个第1振子21s发送的激振用的超声波经由在第2方向上被聚焦的声透镜(未图示)成为在第1方向上具有宽度的平面波Fp(图10中图示)。另外，激振专用振子单元20还具备声匹配层、背衬及声透镜等，但在图22及图23中省略其图示。
另外，图22及图23所示的检测专用振子单元30的构造及功能与图4及图5所示者是同样的，所以省略说明。
通过从多个第1振子21s的全部发送激振用的超声波，与图10所示的第1超声波探头11A的情况同样地形成平面波Fp，计算有关平面波Fp的剪切波的声速。此外，通过从多个第1振子21s的一部分发送激振用的超声波，形成与图10所示的第1超声波探头11A的情况下的平面波Fp相比宽度被限制的平面波，计算有关该平面波的剪切波的声速。
在第6超声波探头11F的情况下，能够在沿着第1方向的限定范围中形成激振面，能够使在激振脉冲的发送中浪费的能量消耗变少。在此情况下，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从多个第1振子21s的一部分发送激振脉冲。
进而，在第6超声波探头11F的情况下，能够得到与图10所示的第1超声波探头11A的情况同样的效果。在此情况下，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从多个第1振子21s的全部发送激振脉冲。
(第7超声波探头)
图24是表示有关本实施方式的超声波探头11中的第7超声波探头的外观构造的立体图。
图24表示有关本实施方式的超声波探头11中的第7超声波探头11G的外观构造。上述第1～第6超声波探头是体外式超声波探头，与此相对地，第7超声波探头11G是体内式超声波探头。第7超声波探头11G具有将图22所示的第6超声波探头11F的构造应用到体外式超声波探头的构造，但也可以具有将第1～第5超声波探头11A～11E的构造应用到体外式超声波探头的构造。
第7超声波探头11G具备能够插入到被检体内部的插入部111。插入部111设有沿着第2方向的1个激振专用振子单元20和1个检测专用振子单元30。检测专用振子单元30设在激振专用振子单元20的沿着第2方向的单侧。第2方向沿着第6超声波探头11F的轴R。
如图24所示，激振专用振子单元20具备以第6超声波探头11F的轴R为中心的沿着第3方向(圆周方向)的多个第1振子21s。多个第1振子21s是凸型阵列。
多个第1振子21s分别发送产生声辐射压的比较大能量的激振用的超声波。另外，激振专用振子单元20还具备声匹配层、背衬及声透镜等，但在图24中省略其图示。
另一方面，检测专用振子单元30具备沿着第3方向的多个第2振子31s。多个第2振子31s是凸型阵列。表示了检测专用振子单元30设在比激振专用振子单元20靠前端侧的例子，但并不限定于该情况。
多个第2振子31s分别收发与激振用的超声波相比比较小能量的检测用的超声波。另外，检测专用振子单元30还具备声匹配层、背衬及声透镜等，在图24中省略其图示。
此外，多个第2振子31s除了弹性成像模式以外，在B模式等中也被使用。在B模式中，通过在第3方向上依次将B模式用的超声波束(扫描线)的位置在第3方向上切换，能够得到静止图像。此外，多个第2振子31s通过在B模式下以多个帧得到静止图像，也能够得到运动图像。
通过从多个第1振子21s的全部发送激振用的超声波，与图10所示的第1超声波探头11A的情况同样地形成平面波Fp，计算有关平面波Fp的剪切波的声速。此外，通过从多个第1振子21s的一部分发送激振用的超声波，形成与图10所示的第1超声波探头11A的情况下的平面波Fp相比宽度被限制的平面波，计算有关该平面波的剪切波的声速。
在第7超声波探头11G的情况下，能够在沿着第1方向的限定范围中形成激振面，能够使在激振脉冲的发送中浪费的能量消耗变少。在此情况下，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从多个第1振子21s的一部分发送激振脉冲。
进而，在第7超声波探头11G的情况下，能够得到与图10所示的第1超声波探头11A的情况同样的效果。在此情况下，激振专用振子单元20在处理电路51的控制下，从多个第1振子21s的全部发送激振脉冲。
根据以上所述的至少1个有关实施方式的超声波探头11及超声波诊断装置10，能够以最小次数的发送次序所需要的时间生成弹性成像图像，此外，能够一边使弹性成像图像整体的画质的均匀性提高一边以高帧速率得到弹性成像图像。
以上，说明了本发明的一些实施方式，但这些实施方式是作为例子提示的，并不是要限定发明的范围。这些新的实施方式能够以其他各种各样的形态实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、替换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围或主旨中，并且包含在权利要求书所记载的发明和其等价的范围中。

Claims (20)

1.一种超声波探头，其特征在于，具备：
至少1个第1振子，在弹性成像模式下，作为执行基于声辐射压的激振的激振专用振子而发挥功能；以及
多个第2振子，在上述弹性成像模式下，作为检测通过上述激振产生的剪切波的检测专用振子而发挥功能。
2.一种超声波探头，其特征在于，具备：
激振专用的至少1个第1振子，对被检体执行基于声辐射压的激振；以及
多个第2振子，对于被检体，通过超声波的收发而检测通过上述激振产生的剪切波。
3.一种超声波探头，其特征在于，具备：
至少1个第1振子，对被检体执行基于声辐射压的激振；以及
多个第2振子，具有与上述第1振子不同的大小，通过超声波的收发而检测通过上述激振产生的剪切波。
4.如权利要求1所述的超声波探头，其特征在于，
具备具有上述至少1个第1振子及上述多个第2振子、被向被检体内部插入的插入部。
5.如权利要求1所述的超声波探头，其特征在于，
上述多个第2振子至少沿着方位角方向配置；
作为上述至少1个第1振子的多个第1振子和上述多个第2振子在与上述方位角方向正交的仰角方向上排列配置。
6.如权利要求1所述的超声波探头，其特征在于，设有：
激振专用超声波振子单元，具备上述至少1个第1振子，沿着方位角方向具有宽度，沿着与上述方位角方向正交的仰角方向使上述激振用的超声波聚焦；以及
检测专用超声波振子单元，具备上述多个第2振子，设在上述激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的一侧。
7.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的1个激振专用超声波振子单元设有：1个第1振子、和使从上述1个第1振子发送的上述激振用的超声波沿着上述仰角方向聚焦的声透镜；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
8.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的1个激振专用超声波振子单元设有：配置在沿着上述方位角方向分割的多个区域的各区域中的1个第1振子、和使从上述各区域的上述1个第1振子发送的上述激振用的超声波沿着上述仰角方向聚焦的声透镜；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
9.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的两个激振专用超声波振子单元分别设有：1个振子、和使从上述1个振子发送的上述激振用的超声波沿着上述仰角方向聚焦的声透镜；
上述检测专用超声波振子单元被上述两个激振专用超声波振子单元夹着而设置。
10.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的1个激振专用超声波振子单元具备沿着上述仰角方向的多个第1振子；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
11.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的1个激振专用超声波振子单元在沿着上述方位角方向分割的多个区域的各区域中具备沿着上述仰角方向的多个第1振子；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
12.如权利要求6所述的超声波探头，其特征在于，
为了切换上述激振用的超声波的发送和上述检测用的超声波的收发的定时，上述激振专用超声波振子单元和上述检测专用超声波振子单元经由有选择地进行接通/断开控制的高压开关而并联连接。
13.一种超声波诊断装置，其特征在于，具有：
权利要求1～3中任一项所述的超声波探头；
收发部，控制上述至少1个第1振子的激振用的超声波的发送，控制上述多个第2振子的检测用的超声波的收发；以及
硬度推测部，基于与上述检测用的超声波有关的接收信号计算剪切波的声速，基于上述声速推测存在于上述激振区域中的组织的硬度。
14.如权利要求13所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述超声波探头设有：
激振专用超声波振子单元，具备上述至少1个第1振子，沿着方位角方向具有宽度，沿着与上述方位角方向正交的仰角方向使上述激振用的超声波聚焦；以及
检测专用超声波振子单元，具备上述多个第2振子，设在上述激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的一侧。
15.如权利要求14所述的超声波诊断装置，其特征在于，
作为上述激振专用超声波振子单元的1个激振专用超声波振子单元设有：配置在沿着上述方位角方向分割的多个区域的各区域中的1个第1振子、和使从上述各区域的上述1个第1振子发送的上述激振用的超声波沿着上述仰角方向聚焦的声透镜；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
16.如权利要求15所述的超声波诊断装置，其特征在于，
还具有在上述激振专用超声波振子单元的上述多个区域中对发送上述激振用的超声波所需的区域进行选择的选择部；
上述激振专用超声波振子单元从上述所需的区域所具备的1个第1振子发送上述激振用的超声波。
17.如权利要求14所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述1个激振专用超声波振子单元在沿着上述方位角方向被分割的多个区域的各区域中，具备沿着上述仰角方向的多个第1振子；
上述检测专用超声波振子单元设在上述1个激振专用超声波振子单元的沿着上述仰角方向的单侧。
18.如权利要求17所述的超声波诊断装置，其特征在于，
还具有在上述激振专用超声波振子单元的上述多个区域中对发送上述激振用的超声波所需的区域进行选择的选择部；
上述激振专用超声波振子单元从上述所需的区域所具备的多个第1振子发送上述激振用的超声波。
19.如权利要求14所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述收发部控制上述超声波探头，以并行地使上述检测用的超声波分别相对于沿着上述方位角方向的多个检测位置聚焦；
上述硬度推测部基于接收信号，并行地计算上述多个检测位置处的上述剪切波的声速，上述接收信号涉及来自上述超声波探头的与上述多个检测位置对应上述检测用的超声波。
20.如权利要求14所述的超声波诊断装置，其特征在于，
上述硬度推测部在基于来自上述检测专用超声波振子单元的上述多个第2振子的超声波的发送而生成的B模式图像上，将表示上述组织的硬度的信息重叠而显示到显示器上。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021093664A1 (zh) * 2019-11-12 2021-05-20 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 基于超声检测系统的生物体征检测方法
WO2022141631A1 (zh) * 2021-01-04 2022-07-07 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 粘弹性测量方法和超声成像系统

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11020057B2 (en) * 2016-02-12 2021-06-01 Qualcomm Incorporated Ultrasound devices for estimating blood pressure and other cardiovascular properties
JP6668214B2 (ja) * 2016-10-12 2020-03-18 株式会社日立製作所 超音波撮像装置及び硬さの算出方法
WO2019205167A1 (zh) * 2018-04-28 2019-10-31 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 一种超声瞬时弹性测量设备及方法
CN110856659A (zh) * 2018-08-07 2020-03-03 泽朴医疗技术(苏州)有限公司 活检探针可视化增强超声探头、超声成像系统及其使用方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1343310A (zh) * 1999-03-15 2002-04-03 弹性测量体系弹性推动公司 使用切变波的成像方法和装置
CN101506683A (zh) * 2006-08-22 2009-08-12 超声成像公司 用于对介质的瞬时改变进行成像的超声成像探头
CN101912278A (zh) * 2010-08-12 2010-12-15 陈庆武 超声动态弹性成像探头及方法
CN102481143A (zh) * 2009-09-04 2012-05-30 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置
US20120134233A1 (en) * 2010-11-30 2012-05-31 General Electric Company Systems and methods for acoustic radiation force imaging with enhanced performance
CN102821700A (zh) * 2010-04-05 2012-12-12 日立阿洛卡医疗株式会社 用于超声成像的方法和装置
CN103492855A (zh) * 2011-02-25 2014-01-01 梅约医学教育与研究基金会 使用非聚焦超声的超声测振

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1343310A (zh) * 1999-03-15 2002-04-03 弹性测量体系弹性推动公司 使用切变波的成像方法和装置
CN101506683A (zh) * 2006-08-22 2009-08-12 超声成像公司 用于对介质的瞬时改变进行成像的超声成像探头
CN102481143A (zh) * 2009-09-04 2012-05-30 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置
CN102821700A (zh) * 2010-04-05 2012-12-12 日立阿洛卡医疗株式会社 用于超声成像的方法和装置
CN101912278A (zh) * 2010-08-12 2010-12-15 陈庆武 超声动态弹性成像探头及方法
US20120134233A1 (en) * 2010-11-30 2012-05-31 General Electric Company Systems and methods for acoustic radiation force imaging with enhanced performance
CN103492855A (zh) * 2011-02-25 2014-01-01 梅约医学教育与研究基金会 使用非聚焦超声的超声测振

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021093664A1 (zh) * 2019-11-12 2021-05-20 无锡海斯凯尔医学技术有限公司 基于超声检测系统的生物体征检测方法
WO2022141631A1 (zh) * 2021-01-04 2022-07-07 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 粘弹性测量方法和超声成像系统

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