JP2004313290A - Ultrasonograph and ultrasonic probe - Google Patents
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Abstract
Description
【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、請求項1に係る本発明の超音波診断装置では、超音波振動子を備えた超音波プローブと、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超音波プローブの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超音波プローブの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超音波プローブの前記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具備することを特徴としている。
【0016】
また、請求項2に係る本発明の超音波診断装置では、超音波振動子を備えた超音波プローブと、前記超音波振動子を駆動するための送信駆動信号を出力する送信手段と、前記送信手段から出力された送信駆動信号を第1の同調用回路素子を介して前記超音波プローブの超音波振動子に供給する手段と、前記送信駆動信号に応答して前記超音波プローブの前記超音波振動子から出力された受信超音波信号を第2の同調用回路素子を介して受信し、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画像信号に基づいて、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超音波画像データを表示する表示手段とを具備することを特徴としている。
【0017】
更に、請求項3に係る本発明の超音波診断装置では、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具備することを特徴としている。
【0018】
また、請求項4に係る本発明の超音波診断装置では、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、前記振動子選択手段によって送信用に選択された超音波振動子を駆動するための送信駆動信号を出力する送信手段と、前記送信手段から出力された前記送信駆動信号を第1の同調用回路素子を介して前記送信用に選択された超音波振動子に供給する手段と、前記送信駆動信号に応答して、前記振動子選択手段によって受信用に選択された超音波振動子から出力された受信超音波信号を第2の同調用回路素子を介して受信し、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画像信号に基づいて、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超音波画像データを表示する表示手段とを具備することを特徴としている。
【0019】
一方、請求項20に係る本発明の超音波プローブでは、異なる共振周波数を有した複数の超音波振動子から構成される超音波プローブであって、この異なる共振周波数を有する複数の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している。
【0020】
また、請求項21に係る本発明の超音波プローブでは、異なる共振周波数を有した複数の超音波振動子から構成される超音波プローブであって、この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している。
【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]
TECHNICAL FIELD 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 inside a subject.
[0002]
[Prior art]
The ultrasonic diagnostic apparatus emits 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 a subject tissue by the ultrasonic transducer. To generate image data and display it on a monitor. This diagnostic method is widely used for functional diagnosis and morphological diagnosis of an organ because a real-time two-dimensional image can be easily observed by a simple operation of merely bringing an ultrasonic probe into contact with a body surface.
[0003]
There are various diagnostic methods for this ultrasonic diagnostic apparatus, and the most commonly used method today is to two-dimensionally measure the magnitude of a reflected signal obtained by scanning the inside of a subject with an ultrasonic transmitting / receiving beam. A B-mode image display method for displaying and a Doppler mode image display method for two-dimensionally displaying a blood flow velocity, a tissue movement velocity, and the like from the Doppler shift frequency of a received signal are well known.
[0004]
FIG. 12 shows a schematic configuration of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus. The ultrasonic
[0005]
On the other hand, the diagnostic apparatus
[0006]
In the ultrasonic
[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
[0008]
In this conventional device, an inductor (not shown) for adjusting frequency characteristics (for tuning) is inserted in series between the
[0009]
On the other hand, ultrasonic waves in the several MHz band used for ultrasonic diagnosis are attenuated in the process of transmitting inside the subject, and the attenuation per unit length increases as the frequency increases. For this reason, in the conventional ultrasonic
[0010]
[Patent Document 1] Japanese 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 wideband signal 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 transmitting and receiving system having a high resonance Q value in order to give priority to transmission and reception sensitivity in a relatively narrow Doppler signal band. However, in the conventional ultrasonic
[0012]
Further, when performing a diagnosis on a plurality of organs, it is necessary to exchange a dedicated probe having an optimal frequency for the organs, and the diagnostic efficiency has been significantly reduced.
[0013]
Further, since the frequency band at the time of transmission and the frequency band at the time of reception are substantially equal to each other in the
[0014]
The present invention has been made in view of such problems, and its purpose is to adjust the matching conditions between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmitting unit or between the ultrasonic probe and the ultrasonic receiving unit according to the purpose of diagnosis. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic probe that can obtain a high-resolution and high-sensitivity ultrasonic image by performing switching control.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problem, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention according to
[0016]
Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention according to
[0017]
Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention according to
[0018]
Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention according to
[0019]
On the other hand, an ultrasonic probe according to a twentieth aspect of the present invention is an ultrasonic probe including a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies, and a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies. Are arranged in the scanning direction, and a plurality of transducer groups are arranged in the same direction.
[0020]
An ultrasonic probe according to a twenty-first aspect of the present invention is an ultrasonic probe including a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies, wherein the ultrasonic transducer having the different resonance frequencies is sliced. A plurality of transducer groups arranged adjacent to each other in the scanning direction are further arranged in the scanning direction.
[0021]
Therefore, according to the present invention, it is easy to control the switching of the matching condition between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmitting unit or between the ultrasonic probe and the ultrasonic receiving unit according to the purpose of diagnosis, so that a high-resolution and high-sensitivity ultrasonic image can be obtained. Can be obtained.
[0022]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
(First Embodiment)
Hereinafter, a first embodiment of the present invention will be described 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 by using the same ultrasonic probe. When a plurality of frequency characteristic adjusting circuit elements (hereinafter, referred to as tuning circuit elements) are inserted through a changeover switch between the transmitter and the transmitting circuit section or the receiving circuit section, a plurality of channels are inserted. The object is to select an optimum tuning circuit element by a switch.
[0024]
The ultrasonic
[0025]
The
[0026]
The ultrasonic transducers 71-1 to 71-N of the probe head 43 included in the ultrasonic probe 40 (this represents both the
[0027]
That is, an electrode for supplying a driving 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, respectively, and the electrode 73-1 is fixed to the
[0028]
The
[0029]
The tuning circuit element is for setting the optimum transmission / reception characteristics in each image mode, and includes circuit elements such as an inductor (coil) and a capacitor (capacitor). The specific configuration of the
[0030]
On the other hand, the diagnostic apparatus
[0031]
Further, the diagnostic apparatus
[0032]
The
[0033]
The rate pulse generator 11 generates a rate pulse for determining the repetition period of the ultrasonic pulse radiated into the subject and supplies the rate pulse to the
[0034]
The
[0035]
The B-
[0036]
On the other hand, the Doppler
[0037]
That is, the output signal of the
[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
[0039]
The
[0040]
The
[0041]
The input unit 9 includes a keyboard, a trackball, a mouse, and the like on an operation panel, and is used by an apparatus operator to input patient information and imaging conditions of the apparatus. In particular, when a plurality of
[0042]
The
[0043]
The tuning
[0044]
The specific configuration of the tuning
[0045]
On the other hand, the output terminal of the
[0046]
Therefore, when the
[0047]
With such a configuration, the
[0048]
FIG. 4 shows a case where a plurality of
[0049]
In FIG. 4, the
[0050]
The
[0051]
As shown in FIG. 4, a plurality of ultrasonic probes (40a, 40b) are connected to the diagnostic apparatus
[0052]
Next, a procedure for collecting two-dimensional image data according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 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 selects the most suitable ultrasonic probe 40 (for example, 40a) for the part to be diagnosed using the selection button provided on the input unit 9, and then selects the B mode and the Doppler as the image display mode. Select the simultaneous display mode. On the other hand, the
[0054]
Next, after storing the probe selection information and the image display method input from the input unit 9 in the storage circuit, the
[0055]
When transmitting an ultrasonic wave, the rate pulse generator 11 of FIG. 1 synchronizes with a control signal from the
[0056]
The
[0057]
The
[0058]
A part of the transmitted ultrasonic wave radiated into the subject is reflected on a boundary surface or a tissue between organs in the subject having different acoustic impedances. The received ultrasonic waves reflected by the subject tissue are received by the same
[0059]
The reception signal subjected to predetermined amplification by the
[0060]
The received signal sent to the B-
[0061]
Next, a procedure for collecting Doppler mode image data will be described. In this Doppler mode image, transmission and reception of ultrasonic waves are continuously performed a plurality of times in the same direction (θ1), and an FFT (Fast-Fourier-Transform) analysis is performed on a reception signal obtained at this time.
[0062]
First, the
[0063]
The rate pulse generator 11 supplies a rate pulse to the
[0064]
The pulsars 13-1 to 13-N in FIG. 4 generate an ultrasonic transducer drive signal by driving the rate pulse, and the drive signal is supplied to the switch 34ac of each channel of the tuning
[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 reflector of a tissue. At this time, the frequency of the received ultrasonic wave reflected by a moving reflector such as a heart wall or a blood cell undergoes a Doppler shift.
[0066]
The received ultrasonic waves reflected by the subject tissue are received by the same
[0067]
The reception signal subjected to predetermined amplification by the
[0068]
The Doppler
[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
[0070]
Further, the calculator 27 calculates the center (average velocity of tissue or blood flow) of the frequency spectrum at each point in the θ1 direction output from the FFT analyzer 26, and the
[0071]
In calculating the Doppler component of the ultrasonic reception signal, MTI filtering and autocorrelation processing are performed instead of the method using the FFT analysis as described above, and the center (that is, average velocity), power, or variance value of the Doppler component spectrum is calculated. May be obtained.
[0072]
Next, while sequentially updating the transmission / reception direction of the ultrasonic waves by Δθ, the transmission / reception of the ultrasonic waves is performed in the same procedure as described above by scanning in the M direction while changing to θ1 + (M−1) Δθ, and real-time scanning inside the subject is performed. I do. At this time, the
[0073]
Further, the
[0074]
According to the first embodiment described above, a diagnostic device in which the
[0075]
In the B-mode image display requiring high resolution, the
[0076]
(Modification of First Embodiment)
In the above embodiment, the
[0077]
Further, as shown in FIG. 6, the
[0078]
Further, in the continuous wave Doppler method using the sector scanning probe, the
[0079]
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
[0081]
Since the diagnostic device
[0082]
FIG. 7 shows an example of a circuit configuration corresponding to the one-
[0083]
On the other hand, the output terminal of the
[0084]
Therefore, when the
[0085]
With such a configuration, the
[0086]
For example, when the inductances of the
[0087]
If the second embodiment is applied to the B-mode method or the Doppler mode method, even if the same
[0088]
FIG. 8 shows a case in which
[0089]
On the other hand, the output terminal of the
[0090]
As described above, even when the tuning
[0091]
7 and 8, the case where two
[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 by using the same
[0094]
Since the diagnostic device
[0095]
In FIG. 9A, for example, N
[0096]
In FIG. 9B, each of the ultrasonic transducers 71-2-1 to 71-2-3 is connected to the
[0097]
When the
[0098]
In the case of the resonance frequency f2 or the resonance frequency f3, the predetermined ultrasonic vibrators 71-22-1 and 71-23-1 are selected by the changeover switches 76-2 and 76-3 in a similar procedure. 34a-1 'to 34a-3' form an optimum inductance for each of the ultrasonic vibrators 71-22-1, 71-23-1.
[0099]
According to the third embodiment having such a configuration, three types of
[0100]
As an effective application method of the present embodiment, high-frequency ultrasonic waves are used in collecting B-mode image data requiring high resolution, and low-frequency ultrasonic waves are used in collecting Doppler mode image data requiring high sensitivity. You may.
[0101]
Further, 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 the second harmonic (2f0) component, thereby reducing artifacts due to side lobes and providing an image with excellent azimuth resolution. Can be obtained. On the other hand, CHI transmits an ultrasonic pulse of a fundamental wave f0 in a state where an ultrasonic contrast agent (bubble) is injected into a body by intravenous injection, and generates a second harmonic (2f0) generated when the bubble collapses. By receiving the components, the perfusion area over which the bubbles are distributed can be displayed well, so that it is used as a method for imaging the myocardial perfusion or the like.
[0102]
In such a case, when transmitting the fundamental wave component (f0), the low frequency
[0103]
Further, the present embodiment can be effectively used in an ultrasonic DDS (drag delivery system). DDS is a technique in which, when a drug added to microbubbles injected into a subject reaches a predetermined site, ultrasound is emitted from outside the body to break the microbubbles and administer the drug. It is an effective method for therapy and the like. In order to break up the microbubbles, low-frequency ultrasonic waves are desirable. On the other hand, ultrasonic images for monitoring the state of the DDS are preferably high-frequency ultrasonic waves in order to obtain high resolution.
[0104]
Even in such a case, by applying the present embodiment, it is possible to simultaneously perform efficient DDS and monitoring with a high-resolution image without replacing the
[0105]
(Modification of Third Embodiment)
Next, a modified example of the present embodiment will be described with reference to FIG. This modification is characterized in that, in order to transmit and receive ultrasonic waves having a plurality of frequencies,
[0106]
In FIG. 10, the
[0107]
Hereinafter, the operation of the present embodiment will be described for the ultrasonic transducers 71-11-1 and 71-12-1. Each of the ultrasonic transducers 71-11-1 and 71-12-1 is connected to one end of the
[0108]
When the
[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 vibrator 71-12-1 is selected by the changeover switches 34a-1 '' and 34a-2 ''.
[0110]
According to this modification described above, since one
[0111]
The second embodiment, which has already been described by applying this modified example, is also applied to each of B-mode image and Doppler mode image, fundamental wave transmission and harmonic reception in THI and CHI, and bubble crushing and imaging in ultrasonic DDS. The same effect as in the embodiment can be obtained.
[0112]
Further, in the present modified example, a PZT ceramic material having a narrow band is used for the
[0113]
In the second embodiment and its modifications, the type and number of resonance frequencies are not limited. Although the case where two
[0114]
On the other hand, in the above description of the third embodiment and its modification, the changeover switch 76-1 or 76-11 is provided between the
[0115]
Further, the first to third embodiments are not limited to the pulse reflection method, but are also effective in, for example, a continuous wave Doppler method using a continuous wave.
[0116]
【The invention's effect】
According to the present invention, a high-resolution and high-sensitivity ultrasonic image can be obtained by switching and controlling the matching condition between the ultrasonic probe and the ultrasonic transmitting unit or the ultrasonic receiving unit.
[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 according to 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 according to 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 according to 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 illustrating 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 selector connected to the transducer.
FIG. 10 is a diagram showing a modification of the third embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a view showing a modification of the third embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
[Explanation of symbols]
8. System control unit
13 ... Pulsa
14 ... Preamplifier
33: Tuning element selector
34 ... 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 vibrator
Claims (21)
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超音波プローブの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超音波プローブの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超音波プローブの前記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
具備することを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe having an ultrasonic transducer,
Transmitting means for outputting at least the first or second transmission drive signal 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 ultrasonic transducer of the ultrasonic probe 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 ultrasonic transducer of the ultrasonic probe via a second tuning circuit element;
The first or second tuning circuit element for the first or second reception ultrasonic signal output from the ultrasonic transducer of the ultrasonic probe in response to the first or second transmission drive signal Receiving means for receiving the image signal through the first and second image signals;
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 generating means.
前記超音波振動子を駆動するための送信駆動信号を出力する送信手段と、
前記送信手段から出力された送信駆動信号を第1の同調用回路素子を介して前記超音波プローブの超音波振動子に供給する手段と、
前記送信駆動信号に応答して前記超音波プローブの前記超音波振動子から出力された受信超音波信号を第2の同調用回路素子を介して受信し、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画像信号に基づいて、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超音波画像データを表示する表示手段とを
具備することを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe having an ultrasonic transducer,
Transmission means for outputting a transmission drive signal for driving the ultrasonic transducer,
Means for supplying a transmission drive signal output from the transmission means to the ultrasonic transducer of the ultrasonic probe via a first tuning circuit element;
A receiving unit that receives a received ultrasonic signal output from the ultrasonic transducer of the ultrasonic probe in response to the transmission drive signal via a second tuning circuit element, and converts the received ultrasonic signal into an image signal.
Image data generating means for generating ultrasonic image data based on the image signal output from the receiving means,
A display unit for displaying the ultrasonic image data output from the image data generating unit.
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
具備することを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe including a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies,
A transducer selecting means for selecting an ultrasonic transducer having a desired resonance frequency from the plurality of ultrasonic transducers,
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 reception ultrasonic signal output from the selected ultrasonic transducer in response to the first or second transmission drive signal is transmitted via the first or second tuning circuit element. Receiving means for receiving and converting it 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 generating means.
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、
前記振動子選択手段によって送信用に選択された超音波振動子を駆動するための送信駆動信号を出力する送信手段と、
前記送信手段から出力された前記送信駆動信号を第1の同調用回路素子を介して前記送信用に選択された超音波振動子に供給する手段と、
前記送信駆動信号に応答して、前記振動子選択手段によって受信用に選択された超音波振動子から出力された受信超音波信号を第2の同調用回路素子を介して受信し、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画像信号に基づいて、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超音波画像データを表示する表示手段とを
具備することを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe including a plurality of ultrasonic transducers having different resonance frequencies,
A transducer selecting means for selecting an ultrasonic transducer having a desired resonance frequency from the plurality of ultrasonic transducers,
Transmitting means for outputting a transmission drive signal for driving the ultrasonic transducer selected for transmission by the transducer selecting means,
Means for supplying the transmission drive signal output from the transmission means to the ultrasonic transducer selected for transmission via a first tuning circuit element;
In response to the transmission drive signal, a reception ultrasonic signal output from the ultrasonic transducer selected for reception by the transducer selection means is received via a second tuning circuit element, and is converted into an image signal. Receiving means for converting;
Image data generating means for generating ultrasonic image data based on the image signal output from the receiving means,
A display unit for displaying the ultrasonic image data output from the image data generating unit.
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