JP2008073391A

JP2008073391A - Ultrasonic diagnostic apparatus

Info

Publication number: JP2008073391A
Application number: JP2006258431A
Authority: JP
Inventors: Mikinobu Hoshino; 干野　　幹信
Original assignee: Citizen Holdings Co Ltd
Current assignee: Citizen Holdings Co Ltd
Priority date: 2006-09-25
Filing date: 2006-09-25
Publication date: 2008-04-03

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To solve the problem of the conventional manual ultrasonic diagnostic apparatus, wherein it is necessary to correct positional shifting of a sensor and deformation of a biotissue caused in rotary scanning of an ultrasonic probe. <P>SOLUTION: This ultrasonic diagnostic apparatus has an ultrasonic probe having an ultrasonic transducer, an angular speed sensor for detecting the angle of inclination of the ultrasonic transducer, and an acoustic wave transfer body covered with a film, wherein the ultrasonic transducer is manually rotated around a rotating shaft provided on a support frame fixed to a living body in the interior of the acoustic wave transfer body. By this arrangement, the motion of the ultrasonic transducer is received in a wide contact area without displacement of the sensor part relative to the skin so that deformation of the biotissue due to rotary scanning can be reduced. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、超音波診断装置に関するものであって、特に超音波に基づく診断情報を生成し、測定精度を向上させつつ容易に使用することができる小型の装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, to a small apparatus that generates diagnostic information based on ultrasonic waves and can be easily used while improving measurement accuracy.

超音波診断装置は診断対象の内部を超音波ビームで走査してエコーを受信し、エコーの強度に対応した画像データを求め、それによっていわゆるBモード画像と呼ばれる二次元断面画像を生成する。一般的には病院等で用いるものであって、医療機関には普及しており、広く知られるところであるが、一般消費者が任意の場所や状況で使用することは想定されていない。しかし、情報端末機器の普及に伴って、高度な情報機器を消費者が個人的に携帯し、任意の場所や状況で使用することは一般化しつつあるので、従来では医療機関で用いられている超音波診断装置であっても、消費者が個人的に携帯し、任意の場所や状況で使用することが可能となれば利便性が著しく向上する。 The ultrasonic diagnostic apparatus scans the inside of a diagnostic object with an ultrasonic beam, receives an echo, obtains image data corresponding to the intensity of the echo, and thereby generates a two-dimensional cross-sectional image called a B-mode image. Generally, it is used in hospitals and the like, and is widely used and widely known in medical institutions. However, it is not assumed that general consumers use it in any place or situation. However, with the widespread use of information terminal equipment, it is becoming common for consumers to carry advanced information equipment personally and use it in any location or situation, so it has been used in medical institutions in the past. Even if it is an ultrasonic diagnostic apparatus, if a consumer can carry it personally and use it in arbitrary places and situations, the convenience will be remarkably improved.

このような目的で提案された携帯型超音波測定装置がある（例えば、特許文献１参照。）。
図９は特許文献１に記載されている発明の主旨を逸脱しない範囲で書き直した図である。この超音波測定装置は超音波プローブ５７０、操作部５２０、制御部５５０、表示部５１０を有する。超音波プローブ５７０は表示部５１０と制御部５５０の間に格納されており、使用時に引き出されケーブル５４０で制御部５５０と接続される。超音波プローブ５７０には把持部５７５があり、この部分を把持し被験者に押圧する。２次元断面画像を取得するために超音波プローブ５７０の先端にアレイ状に配設された複数の超音波トランスデューサから少しずつ位相をずらした超音波を発生させ、波面制御することによって超音波ビームを収束させながら掃引している。 There is a portable ultrasonic measurement device proposed for such a purpose (see, for example, Patent Document 1).
FIG. 9 is a diagram rewritten without departing from the gist of the invention described in Patent Document 1. The ultrasonic measurement apparatus includes an ultrasonic probe 570, an operation unit 520, a control unit 550, and a display unit 510. The ultrasonic probe 570 is stored between the display unit 510 and the control unit 550 and is pulled out during use and connected to the control unit 550 by a cable 540. The ultrasonic probe 570 has a grip portion 575, which is gripped and pressed against the subject. In order to acquire a two-dimensional cross-sectional image, ultrasonic waves that are gradually shifted in phase are generated from a plurality of ultrasonic transducers arranged in an array at the tip of the ultrasonic probe 570, and the ultrasonic beam is controlled by wavefront control. Sweeping while converging.

生体内の音響インピーダンスの異なる生体組織界面から反射された超音波エコー信号は同じ超音波トランスデューサで検出されるが、各超音波トランスデューサには反射点からの距離に応じて位相が変化して検出されるので、その位相を補正し、同一の位相となるように重ね合わせ、一つの電気信号として出力される。その電気信号を増幅器で増幅し、制御部５５０に入力すると、制御部５５０は、その結果を表示部５１０に表示する。このような構成とすることによって、携帯することが可能な超音波診断装置ができる。 Ultrasonic echo signals reflected from biological tissue interfaces with different acoustic impedances in the living body are detected by the same ultrasonic transducer, but each ultrasonic transducer is detected by changing the phase according to the distance from the reflection point. Therefore, the phases are corrected and superimposed so as to have the same phase and output as one electric signal. When the electric signal is amplified by an amplifier and input to the control unit 550, the control unit 550 displays the result on the display unit 510. With such a configuration, a portable ultrasonic diagnostic apparatus can be obtained.

特許文献２には、Ｂモード画像データを求める手法として、電子的に超音波ビームを走査する代わりに、用手法にて超音波トランスデューサを回転走査して超音波トランスデューサの方位角度をジャイロセンサなどの角速度センサを用いて検出し、超音波エコー受信データと超音波トランスデューサの方位角から座標変換により２次元画像を再構成する方法が開示されている。 In Patent Document 2, as a method for obtaining B-mode image data, instead of electronically scanning an ultrasonic beam, the ultrasonic transducer is rotationally scanned by a conventional method to determine the azimuth angle of the ultrasonic transducer such as a gyro sensor. A method is disclosed in which a two-dimensional image is reconstructed by coordinate conversion from ultrasonic echo reception data and an azimuth angle of an ultrasonic transducer, which is detected using an angular velocity sensor.

特開平２００３−２９９６４７号公報（第１２頁、第５図）Japanese Unexamined Patent Publication No. 2003-299647 (page 12, FIG. 5) 特開平５−２３３３２号公報（第１５頁、第１図）Japanese Patent Laid-Open No. 5-23332 (page 15, FIG. 1)

特許文献１に示した従来技術では、携帯型とは言っても、生体内２次元断面画像を取得するために複数のアレイ状に並べた超音波トランスデューサから少しずつ位相をずらして
超音波を発信し、超音波波面を制御し掃引かつフォーカスしている。このような構成においては、据置型の超音波診断装置と同じように非常に複雑な電子回路を必要とし、高価格となってしまうことになる。また、携帯可能ではあっても、常に医師が持ち歩いて必要なときにすぐに使えるほどの、例えば聴診器ほど小型軽量にはならないという問題があった。 In the prior art disclosed in Patent Document 1, even though it is portable, ultrasonic waves are transmitted by gradually shifting the phase from ultrasonic transducers arranged in a plurality of arrays in order to acquire a two-dimensional in-vivo cross-sectional image. In addition, the ultrasonic wave front is controlled and swept and focused. In such a configuration, a very complicated electronic circuit is required as in the stationary ultrasonic diagnostic apparatus, and the cost becomes high. In addition, even though it is portable, there is a problem that it is not as small and light as a stethoscope, for example, so that it can always be carried around by a doctor and used immediately.

一方、特許文献２に示した従来技術では、走査角度をジャイロセンサで検出してエコー受信信号とから断面像を再構成するものであるが、用手法により超音波トランスデューサを走査するため、超音波プローブが生体表面に対して滑ったり、生体形状が超音波プローブにより変形するなど好ましからざる生体組織の変位が超音波エコー信号に重畳してしまい、それを補正するために加速度センサーを用いたりするなど、位置検出回路及び座標再構成アルゴリズムの複雑化を招いていた。 On the other hand, in the conventional technique shown in Patent Document 2, a scanning angle is detected by a gyro sensor, and a cross-sectional image is reconstructed from an echo reception signal. Undesirable displacement of living tissue such as the probe slips on the surface of the living body or the shape of the living body is deformed by the ultrasonic probe is superimposed on the ultrasonic echo signal, and an acceleration sensor is used to correct it. Therefore, the position detection circuit and the coordinate reconstruction algorithm are complicated.

以上述べたように、従来の方法は複雑な回路構成をとるため一般に高コストの装置となり、携帯することが可能な構成になりつつも、実際には普及を妨げていた。上述した従来技術による問題点を解消するため、本発明は、簡単な構成の超音波診断装置で生体内部の状態を非侵襲で簡便に測定し、常に携帯することのできる低コストの超音波診断装置を提供することを目的とする。 As described above, the conventional method has a complicated circuit configuration, so that it is generally a high-cost device, and although it has a configuration that can be carried, it has actually hindered its spread. In order to solve the above-described problems caused by the conventional technology, the present invention provides a low-cost ultrasonic diagnosis that can be easily carried by a non-invasive and simple measurement of the internal state of a living body with a simple configuration ultrasonic diagnostic apparatus. An object is to provide an apparatus.

上記目的を達成するため本発明の超音波診断装置では下記記載の構成を採用する。 In order to achieve the above object, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention employs the following configuration.

超音波プローブを有し、
超音波プローブに駆動信号を与えて超音波を送信させるとともに
超音波プローブからエコー信号を取り込み、
エコー信号に基づいて診断情報を生成する超音波診断装置であって、
超音波プローブは
音波伝達体の内部に超音波トランスデューサが埋設され、
超音波トランスデューサの傾き角度を検出する角度センサと、
超音波トランスデューサと角度センサを具備する基板と、
基板を支持する支持枠を有し、
超音波トランスデューサは支持枠に対して回動可能であり、
音波伝達体は皮膜で被覆されていることを特徴とする。 Have an ultrasonic probe,
Applying a drive signal to the ultrasonic probe to transmit the ultrasonic wave and capturing an echo signal from the ultrasonic probe,
An ultrasonic diagnostic apparatus that generates diagnostic information based on an echo signal,
The ultrasonic probe has an ultrasonic transducer embedded in the sound transmission body,
An angle sensor for detecting the tilt angle of the ultrasonic transducer;
A substrate comprising an ultrasonic transducer and an angle sensor;
Having a support frame to support the substrate;
The ultrasonic transducer is rotatable with respect to the support frame,
The acoustic wave transmission body is covered with a film.

超音波プローブを有し、
超音波プローブに駆動信号を与えて超音波を送信させるとともに
超音波プローブからエコー信号を取り込み、
エコー信号に基づいて診断情報を生成する超音波診断装置であって、
超音波プローブは
音波伝達体の内部に超音波トランスデューサが埋設され、
超音波トランスデューサの傾き角度を検出する角速度センサと、
超音波トランスデューサと角速度センサとを具備する基板とを有し、
超音波プローブは
内部には音波伝達体が封入され、
音波伝達体は皮膜で被覆されている
アダプタの一方に
ゲルを介して摺動可能に接している
ことを特徴とする。 Have an ultrasonic probe,
Applying a drive signal to the ultrasonic probe to transmit the ultrasonic wave and capturing an echo signal from the ultrasonic probe,
An ultrasonic diagnostic apparatus that generates diagnostic information based on an echo signal,
The ultrasonic probe has an ultrasonic transducer embedded in the sound transmission body,
An angular velocity sensor for detecting the tilt angle of the ultrasonic transducer;
A substrate having an ultrasonic transducer and an angular velocity sensor;
The ultrasonic probe contains a sound transmission body inside,
The sonic transmission body is characterized in that it is slidably in contact with one of the adapters covered with a film via a gel.

皮膜はポリウレタン、ポリエチレン，ポリプロピレン，ポリエチレンテレフタレート、ポ
リエチレンナフタレート、ポリイミドまたはポリオレフィンであることが好ましい。 The film is preferably polyurethane, polyethylene, polypropylene, polyethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, polyimide or polyolefin.

本発明によれば、超音波を利用して誰でも生体内２次元断面画像を簡便に計測することができ、皮下脂肪の厚さの測定や悪性腫瘍などの検出が個人で容易にできるという効果を有する。 According to the present invention, anyone can easily measure in-vivo two-dimensional cross-sectional images using ultrasonic waves, and can easily measure the thickness of subcutaneous fat or detect malignant tumors by an individual. Have

本発明の超音波診断装置は簡便に正しい生体内の断面画像が測定できることから、病院のみならず介護施設などの場においても使用することができる。ベッドサイドでの測定が容易であるから生体に負荷をかけられない被験者への使用に好適である。超音波診断装置全体を超小型軽量にすることができるため、一般家庭用としても適しているという効果を奏する。 Since the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention can easily measure a correct in-vivo cross-sectional image, it can be used not only in a hospital but also in a nursing facility. Since measurement at the bedside is easy, it is suitable for use in a subject who cannot place a load on the living body. Since the entire ultrasound diagnostic apparatus can be made ultra-compact and lightweight, there is an effect that it is suitable for general household use.

[第１の実施の形態]
以下に添付図面を参照して、本発明にかかる超音波診断装置の好適な第１の実施の形態を詳細に説明する。なお、以下の実施の形態の説明および添付図面において、同様の構成には同一の符号を附す。 [First embodiment]
Exemplary embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be explained below in detail with reference to the accompanying drawings. In the following description of the embodiments and the accompanying drawings, the same reference numerals are given to the same components.

図４は、本発明の超音波診断装置の全体ブロック図を示すものである。この超音波診断装置は、超音波トランスデューサ１と振動ジャイロセンサ２を実装した超音波プローブ３と、超音波を発生させるための駆動信号を生成する送信部４と、超音波トランスデューサ１及び振動ジャイロセンサ２からの電気信号を受信する受信部５と、超音波エコー信号と角度情報から生体内部情報をBモード画像としてモニタ上に表示するための信号処理を行う信号処理部８とを備えている。さらにこの超音波診断装置は、入力部７と、表示部９を備えている。 FIG. 4 shows an overall block diagram of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention. This ultrasonic diagnostic apparatus includes an ultrasonic probe 3 on which an ultrasonic transducer 1 and a vibration gyro sensor 2 are mounted, a transmission unit 4 that generates a drive signal for generating ultrasonic waves, an ultrasonic transducer 1 and a vibration gyro sensor. 2 and a signal processing unit 8 that performs signal processing for displaying biological internal information as a B-mode image on the monitor from the ultrasonic echo signal and angle information. Further, the ultrasonic diagnostic apparatus includes an input unit 7 and a display unit 9.

超音波プローブ３は被検体の表面に対してその前面を接触させ超音波の送受信を行うものであり、超音波トランスデューサ１をその先端部分に備えている。この超音波トランスデューサ１は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルスを超音波パルスに変換し、また受信時には超音波信号を電気信号に変換する機能を有している。超音波画像の解像度や感度に大きな影響を与える超音波周波数はこの超音波トランスデューサ１の圧電体１０１の厚みによってほぼ決定される。この超音波プローブ３は小型、軽量に構成されており、ケーブルによって後述する送信部４および受信部５に接続されている。 The ultrasonic probe 3 is for transmitting and receiving ultrasonic waves by bringing its front surface into contact with the surface of the subject, and is provided with the ultrasonic transducer 1 at the tip portion thereof. The ultrasonic transducer 1 is an electroacoustic transducer, and has a function of converting an electric pulse into an ultrasonic pulse at the time of transmission and converting an ultrasonic signal into an electric signal at the time of reception. The ultrasonic frequency that greatly affects the resolution and sensitivity of the ultrasonic image is substantially determined by the thickness of the piezoelectric body 101 of the ultrasonic transducer 1. The ultrasonic probe 3 is configured to be small and light, and is connected to a transmitting unit 4 and a receiving unit 5 described later by a cable.

振動ジャイロセンサ２は圧電素子を振動させ、その圧電素子に回転角速度Ωが加わると、もとの振動に対し直角方向にコリオリ力が生じる性質を利用したものである。このコリオリ力を検出用圧電素子で出力電圧として取り出している。振動ジャイロセンサ２は回転角速度を検出するので、検出信号はＡＤコンバータ５７でデジタル化された後、積分演算器８２で積分され、角度に換算されて、超音波トランスデューサ１の方位角度情報としてメモリ８６に記録される。 The vibration gyro sensor 2 utilizes the property that when a piezoelectric element is vibrated and a rotational angular velocity Ω is applied to the piezoelectric element, a Coriolis force is generated in a direction perpendicular to the original vibration. This Coriolis force is extracted as an output voltage by the detecting piezoelectric element. Since the vibration gyro sensor 2 detects the rotational angular velocity, the detection signal is digitized by the AD converter 57, integrated by the integration calculator 82, converted into an angle, and stored in the memory 86 as azimuth angle information of the ultrasonic transducer 1. To be recorded.

送信部４はパルス発生器４３と、パルス遅延回路アレイ４２と、ＦＥＴスイッチアレイ４１を備えている。パルス発生器４３は被検体の内部に放射する超音波パルスの基準パルスを発生する。パルス遅延回路アレイ４２は送信に使用される超音波トランスデューサ１とほぼ同数の複数の独立な遅延回路から構成されており、送信時における超音波ビームの収束距離を決定し、所定の深さに超音波を収束するための遅延時間を与えるための遅延回路であり、複数個の超音波トランスデューサを異なるタイミングで駆動する。ＦＥＴスイッチアレイ４１は超音波トランスデューサ１を駆動するための高圧パルスを生成するＦＥＴスイッチ回路アレイである。ＦＥＴスイッチアレイ４１はパルス遅延回路アレイ４２と同
様にして、送信に使用される超音波トランスデューサ１とほぼ同数の複数の独立な駆動回路を有しており、超音波プローブ３に内蔵された超音波トランスデューサ１を駆動し、超音波を放射するための駆動パルスを形成する。 The transmission unit 4 includes a pulse generator 43, a pulse delay circuit array 42, and an FET switch array 41. The pulse generator 43 generates a reference pulse of the ultrasonic pulse radiated into the subject. The pulse delay circuit array 42 is composed of a plurality of independent delay circuits that are substantially the same number as the ultrasonic transducers 1 used for transmission, determines the convergence distance of the ultrasonic beam at the time of transmission, and has a predetermined depth. This is a delay circuit for providing a delay time for converging sound waves, and drives a plurality of ultrasonic transducers at different timings. The FET switch array 41 is an FET switch circuit array that generates a high-voltage pulse for driving the ultrasonic transducer 1. Similar to the pulse delay circuit array 42, the FET switch array 41 has a plurality of independent drive circuits of substantially the same number as the ultrasonic transducers 1 used for transmission, and an ultrasonic wave incorporated in the ultrasonic probe 3. The transducer 1 is driven to form a drive pulse for emitting ultrasonic waves.

受信部５は信号ゲート５１と、プリアンプ５２と、対数変換アンプ５３と、ＡＤコンバータ５４を備えている。プリアンプ５２は超音波トランスデューサ１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。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いるため、弱い信号を強調しダイナミックレンジを狭くして画像として表示可能となるようにするため、対数変換アンプ５３は入力信号に対して検波を行い、超音波周波数成分を除去してその包絡線の振幅のみを検出し、同時にその振幅を対数変換する。ＡＤコンバータ５４はこの対数変換アンプ５３の出力信号をＡＤ変換する。 The receiving unit 5 includes a signal gate 51, a preamplifier 52, a logarithmic conversion amplifier 53, and an AD converter 54. The preamplifier 52 secures a sufficient S / N by amplifying a minute signal converted into an electric signal by the ultrasonic transducer 1. In general, the received signal from within the subject has an amplitude with a wide dynamic range of 80 dB or more, so that the weak signal is emphasized and the dynamic range is narrowed so that it can be displayed as an image. The amplifier 53 detects the input signal, removes the ultrasonic frequency component, detects only the amplitude of the envelope, and simultaneously logarithmically converts the amplitude. The AD converter 54 AD converts the output signal of the logarithmic conversion amplifier 53.

入力部７は操作パネル上から、装置の動作条件を入力するために用いられる。また様々な画質条件設定などの指示を行うこともできる。信号処理部８は受信した超音波信号と振動ジャイロセンサ２からの信号とから演算処理を行い、Ｂモード画像データを算出する。表示部９はカラーモニタで構成され、Ｂモード画像データの表示を行うことができる。 The input unit 7 is used for inputting operation conditions of the apparatus from the operation panel. It is also possible to instruct various image quality condition settings. The signal processing unit 8 performs arithmetic processing from the received ultrasonic signal and the signal from the vibration gyro sensor 2 to calculate B-mode image data. The display unit 9 is composed of a color monitor and can display B-mode image data.

ＣＰＵ８１は受信部５と振動ジャイロセンサ２からの信号をＲＡＭ８６、８７に一旦格納したのち、所定の演算アルゴリズムにしたがって座標変換８５を行い、表示部９にＢモード画像として表示する。ＣＰＵ８１は、その内部にプログラムなどを記憶するＲＯＭ、データや途中の処理結果などを記憶するＲＡＭなどの記憶手段を有しており、ＲＯＭに記憶しているプログラムの指示に従って演算処理を行う一般的なマイクロプロセッサである。 The CPU 81 temporarily stores the signals from the receiving unit 5 and the vibration gyro sensor 2 in the RAMs 86 and 87, and then performs coordinate conversion 85 according to a predetermined calculation algorithm, and displays it on the display unit 9 as a B-mode image. The CPU 81 has a storage means such as a ROM for storing programs and the like therein, and a RAM for storing data, intermediate processing results, and the like, and generally performs arithmetic processing in accordance with instructions of the programs stored in the ROM. A microprocessor.

次に、図１を用いて本発明の超音波診断装置の第一の実施の形態における超音波プローブ３の構造を説明する。超音波プローブ３は基板３１、超音波トランスデューサ１、振動ジャイロセンサ２、音波伝達体３２、コネクタ３４、皮膜３９を備えている。基板３１は、コネクタ３４、超音波トランスデューサ１、振動ジャイロセンサ２の配設及び音波伝達体３２を固定する基台の役割も有している。基板３１は回転軸３５で支持枠３６の軸受け３７で支持される。コネクタ３４は、受信部５との接続を行う。超音波トランスデューサ１、振動ジャイロセンサ２からの電気信号は、配線接続手段を介して他の要素（基板３１やコネクタ３４など）に接続している。 Next, the structure of the ultrasonic probe 3 in the first embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be described with reference to FIG. The ultrasonic probe 3 includes a substrate 31, an ultrasonic transducer 1, a vibration gyro sensor 2, a sound transmission body 32, a connector 34, and a coating 39. The board 31 also has a role of a base for fixing the connector 34, the ultrasonic transducer 1, the vibration gyro sensor 2, and the sound transmission body 32. The substrate 31 is supported by a bearing 37 of a support frame 36 with a rotating shaft 35. The connector 34 connects to the receiving unit 5. The electrical signals from the ultrasonic transducer 1 and the vibration gyro sensor 2 are connected to other elements (such as the substrate 31 and the connector 34) via wiring connection means.

本発明の超音波診断装置は、図１に示す超音波プローブ３を生体に押接し、目的の生体組織を超音波ビームが掃引するよう、手動で超音波プローブ３と生体との接触部を中心として回転走査することにより、生体内からの超音波エコー信号と振動ジャイロセンサ２で検出した超音波プローブ３の方位角度とから、生体内部組織のＢモード画像を取得する。 The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention manually presses the ultrasonic probe 3 shown in FIG. 1 against a living body and manually centers the contact portion between the ultrasonic probe 3 and the living body so that the ultrasonic beam sweeps the target living tissue. The B-mode image of the tissue inside the living body is acquired from the ultrasonic echo signal from the living body and the azimuth angle of the ultrasonic probe 3 detected by the vibration gyro sensor 2.

以下に超音波プローブ３の詳細な説明を記す。本発明の超音波トランスデューサ１は送信および受信の両方に使用するように構成された同心円状に配置された複数の圧電素子からなる。
超音波送信部４から送信された駆動パルスが超音波トランスデューサ１に印加されると、超音波トランスデューサ１内の圧電素子が駆動パルスによって励振され、超音波を発生する。 A detailed description of the ultrasonic probe 3 will be described below. The ultrasonic transducer 1 of the present invention comprises a plurality of concentrically arranged piezoelectric elements configured to be used for both transmission and reception.
When the drive pulse transmitted from the ultrasonic transmitter 4 is applied to the ultrasonic transducer 1, the piezoelectric element in the ultrasonic transducer 1 is excited by the drive pulse to generate an ultrasonic wave.

超音波の固有共振周波数は高い方が分解能は高いが、生体内での吸収も多くなるため、対象により適切な固有共振周波数を選択する。本発明では、皮膚に比較的近い生体組織診断を想定して説明するので、固有共振周波数を１０ＭＨｚとする。 The higher the natural resonance frequency of the ultrasonic wave, the higher the resolution, but the greater the absorption in the living body. Therefore, an appropriate natural resonance frequency is selected depending on the object. In the present invention, description will be made on the assumption that the tissue diagnosis is relatively close to the skin, so that the natural resonance frequency is 10 MHz.

超音波トランスデューサ１は図７に示されるように、同心円状に分割された複数の電極を
設けることにより、焦点深度の深い超音波ビームを得ることができる。電極の分割数は４〜１０が好ましい。本実施例では４分割とし、電極７０１，７０２，７０３，７０４が圧電体７００の表面に形成されている。圧電体７００の反対側の面には図示しない共通電極が形成されている。各電極７０１，７０２，７０３，７０４には少しずつ位相のずれた電気パルスが印加される。その結果、あらかじめ決められた点で収束するような超音波の波面が形成される。 As shown in FIG. 7, the ultrasonic transducer 1 can obtain an ultrasonic beam having a deep focal depth by providing a plurality of concentrically divided electrodes. The number of divided electrodes is preferably 4-10. In this embodiment, the electrodes are divided into four, and the electrodes 701, 702, 703 and 704 are formed on the surface of the piezoelectric body 700. A common electrode (not shown) is formed on the opposite surface of the piezoelectric body 700. An electric pulse with a slight phase shift is applied to each of the electrodes 701, 702, 703, and 704. As a result, an ultrasonic wavefront that converges at a predetermined point is formed.

したがって、本発明で用いる超音波エコー法では、まず、超音波送信部４のパルス発生器４３でパルス幅１００ｎｓ程度の電気パルスを基準周波数１０ｋＨｚ、すなわち時間間隔１００μｓ間隔で生成し、この電気パルスをパルス遅延回路４２に送り、超音波波面が深さ方向の決められた点で順次収束するように、時間的に焦点位置が変化するいわゆるダイナミックフォーカスが実現するように遅延を与える。 Therefore, in the ultrasonic echo method used in the present invention, first, an electric pulse having a pulse width of about 100 ns is generated at a reference frequency of 10 kHz, that is, a time interval of 100 μs by the pulse generator 43 of the ultrasonic transmission unit 4, and this electric pulse is generated. A delay is applied to the pulse delay circuit 42 so as to realize a so-called dynamic focus in which the focal position changes with time so that the ultrasonic wavefront converges sequentially at predetermined points in the depth direction.

なお、超音波トランスデューサ１から放射される超音波をダイナミックフォーカスとせず、固定の曲率を持つ超音波トランスデューサから放射され、球面波として伝播し、所定の位置で収束させるようにしてもよい。この場合は、超音波ビームの焦点深度は深くなく、得られる画像の鮮明度がダイナミックフォーカスに比べていくらか劣るが実用上十分である。 The ultrasonic wave emitted from the ultrasonic transducer 1 may be emitted from an ultrasonic transducer having a fixed curvature, propagated as a spherical wave, and converged at a predetermined position without using dynamic focusing. In this case, the focal depth of the ultrasonic beam is not deep, and the sharpness of the obtained image is somewhat inferior to that of the dynamic focus, but it is practically sufficient.

図１に示すように、本発明の超音波診断装置の超音波トランスデューサ１は音波伝達体３２の内部に設けられている。音波伝達体３２は、皮膚と同程度の音響インピーダンスを有するシリコンゲルで構成することが好ましい。音波伝達体３２は皮膜３９により被覆される。 As shown in FIG. 1, the ultrasonic transducer 1 of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is provided inside a sound wave transmission body 32. The acoustic wave transmission body 32 is preferably made of silicon gel having an acoustic impedance comparable to that of the skin. The sonic transmission body 32 is covered with a coating 39.

皮膜３９の厚さが超音波の波長に対して十分小さいと、皮膜３９の表面と裏面とからの反射波の位相がほぼ１８０°ずれていると見なすことができるため、皮膜３９では実質的に超音波の反射が生じない。皮膜３９は、ポリウレタンが好適であるが、ポリエチレン，ポリプロピレン，ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）やポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）を用いてもよい。また、ポリイミド（ＰＩ）やポリオレフィン（ＰＯ）などを用いても構わない。前述の超音波の反射波の位相がほぼ１８０°ずれていると見なすことのできる皮膜３９の厚さは、超音波の波長に対して１／５以下が好ましく、また、機械的強度も必要であるため超音波の波長約１６０μｍに対しては２０〜３０μｍが好適である。 If the thickness of the film 39 is sufficiently small with respect to the wavelength of the ultrasonic wave, it can be considered that the phases of the reflected waves from the front surface and the back surface of the film 39 are substantially shifted by 180 °. Ultrasonic reflection does not occur. The coating 39 is preferably polyurethane, but polyethylene, polypropylene, polyethylene terephthalate (PET) or polyethylene naphthalate (PEN) may be used. Further, polyimide (PI), polyolefin (PO) or the like may be used. The thickness of the coating 39 that can be considered that the phase of the reflected wave of the ultrasonic wave is almost 180 ° is preferably 1/5 or less with respect to the wavelength of the ultrasonic wave, and mechanical strength is also required. Therefore, 20 to 30 μm is preferable for an ultrasonic wavelength of about 160 μm.

音波伝達体３２を構成するゲル状の導圧媒体の材質は自由に選ぶことができる。音波伝達体３２を構成するゲル状の導圧媒体の硬さはその音響インピーダンスが生体の軟組織と同程度にするのが好ましい。このような構成とすると、音波伝達体３２はその形状をかろうじて保てる程度に軟らかい媒体となる。そのときでも音波伝達体３２は皮膜３９で覆われているために、図１に示すような所定の安定な形状（例えば、ドラム形状）にすることができるのである。この場合、あらかじめ皮膜３９を真空成型などにより所定の形状に加工しておくと好ましい。 The material of the gel-like pressure guiding medium constituting the acoustic wave transmission body 32 can be freely selected. The hardness of the gel-like pressure guiding medium constituting the acoustic wave transmission body 32 is preferably set so that its acoustic impedance is comparable to that of soft tissue of a living body. With such a configuration, the sound wave transmission body 32 becomes a medium soft enough to keep its shape barely. Even at that time, since the sound wave transmission body 32 is covered with the film 39, the predetermined stable shape (for example, drum shape) as shown in FIG. 1 can be obtained. In this case, it is preferable that the film 39 is processed in advance into a predetermined shape by vacuum forming or the like.

音波伝達体３２は、ゲル状の媒体とは異なるものを用いてもよいが、ゲル状の媒体は、音響インピーダンスの生体とのマッチングもよく、また耐久性が著しく優れているため超音波診断装置の超音波プローブの音波伝達体に用いる素材として非常に好ましい媒体である。図１に示す例では、音波伝達体３２の直径は２０〜２５ｍｍ、その厚さは６〜１０ｍｍであり、基板３１に接する面を除き、表面が皮膜３９で覆われている。 The acoustic wave transmitting body 32 may be different from the gel-like medium, but the gel-like medium has good acoustic impedance matching with a living body and has extremely excellent durability, so that the ultrasonic diagnostic apparatus It is a very preferable medium as a material used for the sound transmission body of the ultrasonic probe. In the example shown in FIG. 1, the diameter of the sound transmission body 32 is 20 to 25 mm, the thickness is 6 to 10 mm, and the surface is covered with the coating 39 except for the surface in contact with the substrate 31.

図５を用いて超音波トランスデューサ１の構造を説明する。超音波トランスデューサ１に用いられる圧電体１０１としては、例えばＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）等の高分子圧電材料や、あるいはこれらの高分子圧電材料とチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）等の
無機圧電材料との複合体等が用いられる。また、圧電体１０１の両面上には表電極１１０、裏電極１１１が形成されている。これら電極と裏電極にそれぞれ図示しないリード線の一端が電気的に接続されている。電気パルス幅１００ｎｓに対して共振周波数１０ＭＨｚとなるようにするために、圧電体１０１の厚さは、２０μｍ〜３０μｍが好適である。また、厚さ２００μｍの銅板からなるバッキング材１２０により背面への超音波が前面側へ反射されパルス幅の短かい超音波パルスが効率的に発生される。生体内部への超音波入射には圧電体１０１の直径は４〜５ｍｍが好適である。圧電体の前面は図示しない保護膜によって被覆されている。 The structure of the ultrasonic transducer 1 will be described with reference to FIG. As the piezoelectric body 101 used for the ultrasonic transducer 1, for example, a polymer piezoelectric material such as PVDF (polyvinylidene fluoride), or an inorganic piezoelectric material such as these polymer piezoelectric materials and lead zirconate titanate (PZT). Or a complex thereof. A front electrode 110 and a back electrode 111 are formed on both surfaces of the piezoelectric body 101. One end of a lead wire (not shown) is electrically connected to the electrode and the back electrode. The thickness of the piezoelectric body 101 is preferably 20 μm to 30 μm so that the resonance frequency is 10 MHz with respect to the electric pulse width of 100 ns. Also, the ultrasonic wave toward the back surface is reflected to the front surface side by the backing material 120 made of a copper plate having a thickness of 200 μm, and an ultrasonic pulse with a short pulse width is efficiently generated. The diameter of the piezoelectric body 101 is preferably 4 to 5 mm for the incidence of ultrasonic waves inside the living body. The front surface of the piezoelectric body is covered with a protective film (not shown).

バッキング材１２０は基体１３０に固定される。基体１３０はバッキング材１２０及び圧電体１０１の固定基板であり、バッキング材１２０が好適な条件で振動するようにバッキング材１２０の周辺のみで固定されている。 The backing material 120 is fixed to the base body 130. The base 130 is a fixed substrate for the backing material 120 and the piezoelectric body 101, and is fixed only around the backing material 120 so that the backing material 120 vibrates under suitable conditions.

圧電体１０１には、リード線間に２０Ｖ程度のパルス電圧を印加することにより超音波をパルス的に発生する。このとき生体内に入射されるエネルギーはおおよそ４ｍＷであり、生体に与える影響は皆無と考えてよい。 The piezoelectric body 101 generates ultrasonic waves in a pulsed manner by applying a pulse voltage of about 20 V between the lead wires. At this time, the energy incident on the living body is approximately 4 mW, and it may be considered that there is no influence on the living body.

次に図６を用いて振動ジャイロセンサ２の詳細な説明を記す。本発明で用いる振動ジャイロセンサ２は一般的な振動ジャイロセンサでよいが、３脚振動ジャイロセンサについて説明する。３脚振動ジャイロセンサ２は、振動している圧電体６０１，６０２に回転角速度Ωを加えたとき、もとの振動に対し直角方向に生じたコリオリ力を検出用圧電体６０３で出力電圧として取り出すものである。振動ジャイロセンサ２は回転角速度を検出するので、検出信号はＡＤコンバータでデジタル化された後、ＣＰＵ８１で積分され超音波プローブ１の方位角参照情報としてＲＡＭ８６に記録される。 Next, the vibration gyro sensor 2 will be described in detail with reference to FIG. The vibration gyro sensor 2 used in the present invention may be a general vibration gyro sensor, but a tripod vibration gyro sensor will be described. When the rotational angular velocity Ω is applied to the vibrating piezoelectric bodies 601 and 602, the tripod vibration gyro sensor 2 takes out the Coriolis force generated in the direction perpendicular to the original vibration as an output voltage by the detecting piezoelectric body 603. Is. Since the vibration gyro sensor 2 detects the rotational angular velocity, the detection signal is digitized by the AD converter, integrated by the CPU 81, and recorded in the RAM 86 as the azimuth angle reference information of the ultrasonic probe 1.

従来の方法で課題であった超音波プローブ３を手動で回転走査する際に生じる超音波プローブ３の位置ずれや回転動作に伴う生体組織変形に起因するＢモード画像の歪みが軽減するよう、本発明では、生体に対して広い面積で生体と接することにより、生体に対して相対的に不動と見なせる支持枠３６が設けられている。その支持枠３６に回転軸を３５を設け、その軸の周りで手動で超音波トランスデューサ１が回転可能であるようにした。測定対象領域は回転軸３５を中心として扇状に走査される超音波ビームで掃引される。超音波トランスデューサ１の回転角速度は振動ジャイロセンサ２で検出される。なお、音波伝達体３２はその形状をかろうじて保てる程度に軟らかい媒体であるため、超音波トランスデューサ１が音波伝達体３２の中で回転することを妨げない。このように本発明の構造の超音波プローブ３では、超音波プローブを手動で回転することにより生じる、超音波プローブ３の位置ずれや、超音波プローブの押接する角度に伴う生体組織変形に起因するＢモード画像の歪みが従来の方法に比較して著しく軽減するため、歪を補正するための特別な高価な回路を付加する必要がなくなる。 In order to reduce the distortion of the B-mode image caused by the positional displacement of the ultrasonic probe 3 and the deformation of the living tissue caused by the rotation operation that occur when the ultrasonic probe 3 is manually rotated and scanned, which has been a problem in the conventional method. In the present invention, the support frame 36 that can be regarded as relatively stationary with respect to the living body by contacting the living body over a wide area with respect to the living body is provided. The support frame 36 is provided with a rotation axis 35 so that the ultrasonic transducer 1 can be manually rotated around the axis. The measurement target area is swept by an ultrasonic beam scanned in a fan shape around the rotation axis 35. The rotational angular velocity of the ultrasonic transducer 1 is detected by the vibration gyro sensor 2. The sound wave transmission body 32 is a medium that is soft enough to keep its shape barely, and therefore does not prevent the ultrasonic transducer 1 from rotating in the sound wave transmission body 32. As described above, in the ultrasonic probe 3 having the structure of the present invention, it is caused by the displacement of the ultrasonic probe 3 caused by manually rotating the ultrasonic probe and the deformation of the living tissue accompanying the pressing angle of the ultrasonic probe. Since the distortion of the B-mode image is significantly reduced as compared with the conventional method, it is not necessary to add a special expensive circuit for correcting the distortion.

[第２の実施の形態]
次に、図２，３を用いて本発明の超音波診断装置の第二の実施の形態における超音波プローブ３とアダプタ２００の構造を説明する。図２に示すように超音波診断装置の超音波プローブ３は、基板３１、超音波トランスデューサ１、振動ジャイロセンサ２、音波伝達体３２、コネクタ３４、皮膜３９、円筒ホルダー３８を備えている。超音波プローブ３を生体に押圧する際に、生体組織と超音波プローブの間に図３に示すアダプタ２００を配置する。アダプタ２００は、支持枠２３６、皮膜２３９、音波伝達体２３２を備えている。アダプタ２００の皮膚に接する面は平面ないし皮膚８００の表面形状に添うように変形可能とし、超音波プローブ３の音波伝達体２３２のアダプタ２００に接する面の形状は球面とし、アダプタ２００の超音波プローブ３と接する面は超音波プローブ３の音波伝達体２３２の球面の曲率と概ね一致させる。超音波プローブ３とアダプタ２００の位置関係を図８
に示す。アダプタ２００と超音波プローブ３の接触面及びアダプタ２００と皮膚の接触面には超音波エコー用ゲルを塗布する。このようにすることにより、アダプタの接触面は広いため、超音波プローブ３の回転走査を行っても超音波プローブ３の生体組織に対する位置ずれ及び皮膚の形状変化を軽減することができるので、測定精度の向上が可能である。 [Second Embodiment]
Next, the structures of the ultrasonic probe 3 and the adapter 200 in the second embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS. As shown in FIG. 2, the ultrasonic probe 3 of the ultrasonic diagnostic apparatus includes a substrate 31, an ultrasonic transducer 1, a vibration gyro sensor 2, a sound transmission body 32, a connector 34, a film 39, and a cylindrical holder 38. When the ultrasonic probe 3 is pressed against the living body, the adapter 200 shown in FIG. 3 is disposed between the living tissue and the ultrasonic probe. The adapter 200 includes a support frame 236, a film 239, and a sound wave transmission body 232. The surface of the adapter 200 that is in contact with the skin can be deformed to conform to the flat surface or the surface shape of the skin 800, and the shape of the surface of the ultrasonic wave transmitter 232 of the ultrasonic probe 3 that is in contact with the adapter 200 is spherical. The surface in contact with 3 is made to substantially coincide with the curvature of the spherical surface of the sound transmission body 232 of the ultrasonic probe 3. The positional relationship between the ultrasonic probe 3 and the adapter 200 is shown in FIG.
Shown in An ultrasonic echo gel is applied to the contact surface between the adapter 200 and the ultrasonic probe 3 and the contact surface between the adapter 200 and the skin. By doing so, since the contact surface of the adapter is wide, the displacement of the ultrasonic probe 3 relative to the living tissue and the change in the shape of the skin can be reduced even when the ultrasonic probe 3 is rotated and scanned. The accuracy can be improved.

第一の実施形態と同様に皮膜３９、２３９は超音波の波長に対して十分薄く、皮膜３９、２３９の表面と裏面とからの反射波の位相がほぼ１８０°ずれていると見なすことができ、実質的に超音波の反射が生じない。皮膜３９、２３９は、ポリウレタンが好適であるが、ポリエチレン，ポリプロピレン，ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）やポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）を用いてもよい。また、ポリイミド（ＰＩ）やポリオレフィン（ＰＯ）などを用いても構わない。皮膜３９の厚さは、超音波の波長約１６０μｍに対して１／５以下が好ましく、機械的強度も必要であるため２０〜３０μｍが好適である。 As in the first embodiment, the coatings 39 and 239 are sufficiently thin with respect to the wavelength of the ultrasonic wave, and it can be considered that the phases of the reflected waves from the front surface and the back surface of the coatings 39 and 239 are shifted by approximately 180 °. Substantially no ultrasonic reflection occurs. The coatings 39 and 239 are preferably polyurethane, but polyethylene, polypropylene, polyethylene terephthalate (PET) or polyethylene naphthalate (PEN) may be used. Further, polyimide (PI), polyolefin (PO) or the like may be used. The thickness of the film 39 is preferably 1/5 or less with respect to the wavelength of the ultrasonic wave of about 160 μm, and 20-30 μm is suitable because mechanical strength is also required.

音波伝達体３２、２３２を構成するゲル状の導圧媒体の材質は自由に選ぶことができる。音波伝達体３２、２３２を構成するゲル状の導圧媒体の硬さはその音響インピーダンスが生体の軟組織と同程度にするのが好ましい。このような構成とすると、音波伝達体３２、２３２はその形状をかろうじて保てる程度に軟らかい媒体となる。そのときでも音波伝達体３２、２３２は皮膜３９、２３９で覆われているために、図２および図３に示すような所定の安定な形状（例えば、ドーム形状）にすることができるのである。この場合、あらかじめ皮膜３９、２３９の形状を真空成型などにより皮膜を所定の形状に加工しておくと好ましい。 The material of the gel-like pressure guiding medium constituting the sonic transmission bodies 32 and 232 can be freely selected. It is preferable that the hardness of the gel-like pressure guiding medium constituting the acoustic wave transmitting bodies 32 and 232 has an acoustic impedance comparable to that of soft tissue of a living body. With such a configuration, the sound wave transmitting bodies 32 and 232 become a medium that is soft enough to keep its shape barely. Even at that time, since the sound wave transmission bodies 32 and 232 are covered with the coatings 39 and 239, the predetermined stable shape (for example, dome shape) as shown in FIGS. 2 and 3 can be obtained. In this case, it is preferable that the coatings 39 and 239 are previously processed into a predetermined shape by vacuum molding or the like.

次に、本発明の実施例１及び実施例２に開示した超音波診断装置を用いてＢモード画像を構成する具体的な方法について説明する。超音波トランスデューサ１は、被検体に超音波を送信してから一定時間経過後に超音波のエコーを受信する Next, a specific method for constructing a B-mode image using the ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in the first and second embodiments of the present invention will be described. The ultrasonic transducer 1 receives an echo of an ultrasonic wave after a predetermined time has elapsed after transmitting the ultrasonic wave to the subject.

生体内部の音響インピーダンスの異なる組織の界面から反射された超音波は送信時と同一の超音波トランスデューサ１で受信され、超音波トランスデューサ１は受信信号としてエコー信号を発生する。このエコー信号は、信号ゲート５１で送信信号から分離され、エコー信号のみがプリアンプ５２、対数変換アンプ５３、ＡＤコンバータ５４を介してＲＡＭ８７に格納される。 The ultrasonic waves reflected from the interface between tissues having different acoustic impedances inside the living body are received by the same ultrasonic transducer 1 as that used for transmission, and the ultrasonic transducer 1 generates an echo signal as a received signal. This echo signal is separated from the transmission signal by the signal gate 51, and only the echo signal is stored in the RAM 87 via the preamplifier 52, logarithmic conversion amplifier 53, and AD converter 54.

センサーユニットはたとえばｔ０の時点で最初に生体表面に対して垂直となるように置かれる。ここで超音波プローブ３の方位角度が０°となるように図示しないスイッチにより電気的にリセットして積分演算８２の出力が０Ｖとなるようにする。回転走査動作が開始され超音波プローブ３は所定の負の角度まで適切な速度で回転させられる。その時刻をｔ１とする。それから、超音波プローブ３を好ましくは一定の角速度で正の所定の角度まで回転させる。このときの回転角速度は、たとえば２０度／ｓｅｃ程度であり、ｔ１からｔ２までの時間は、５秒程度であるとよい。すなわち、掃引角度として１００度程度となる。 For example, the sensor unit is first placed so as to be perpendicular to the surface of the living body at time t0. Here, the azimuth angle of the ultrasonic probe 3 is electrically reset by a switch (not shown) so that the azimuth angle of the ultrasonic probe 3 becomes 0 °, so that the output of the integral calculation 82 becomes 0V. The rotational scanning operation is started and the ultrasonic probe 3 is rotated at an appropriate speed up to a predetermined negative angle. Let that time be t1. Then, the ultrasonic probe 3 is rotated to a positive predetermined angle, preferably at a constant angular velocity. The rotational angular velocity at this time is, for example, about 20 degrees / sec, and the time from t1 to t2 is preferably about 5 seconds. That is, the sweep angle is about 100 degrees.

但し、連続的に振動ジャイロセンサ２で角度を検出しているのであるから、必ずしも一定の角速度である必要はない。検出された角速度は積分され対応する時間に於ける超音波プローブ３の方位角度が生体表面に対する法線を基準としてＲＡＭ８７に格納される。その間、超音波パルスは前述したように１００μｓの時間間隔で発せられている。 However, since the angle is continuously detected by the vibration gyro sensor 2, the angular velocity is not necessarily constant. The detected angular velocity is integrated, and the azimuth angle of the ultrasonic probe 3 at the corresponding time is stored in the RAM 87 with reference to the normal to the living body surface. Meanwhile, the ultrasonic pulses are emitted at a time interval of 100 μs as described above.

回転走査終了後、ＲＡＭ８６、ＲＡＭ８７の中に格納された超音波プローブ３の方位角度情報と超音波エコー信号情報とから座標変換を行うことにより生体内のＢモード画像を生成することができる。得られたＢモード画像は表示部９に表示される。 After completion of the rotational scanning, an in-vivo B-mode image can be generated by performing coordinate conversion from the azimuth angle information and ultrasonic echo signal information of the ultrasonic probe 3 stored in the RAM 86 and RAM 87. The obtained B-mode image is displayed on the display unit 9.

以上説明したように、本発明の超音波診断装置によれば、誰でも生体内の２次元的な断面を超音波Ｂモード画像として、簡便にかつ正確に計測することができる。例えば橈骨動脈を押圧することにより血圧測定を行う手首式血圧計に本発明を適用することにより、精度向上をはかることができる。また、皮下脂肪厚測定や静脈位置診断、頭蓋骨内の硬膜下血腫などの簡易測定に応用することができる。 As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, anyone can easily and accurately measure a two-dimensional cross section in a living body as an ultrasonic B-mode image. For example, the accuracy can be improved by applying the present invention to a wrist sphygmomanometer that measures blood pressure by pressing the radial artery. It can also be applied to simple measurement of subcutaneous fat thickness measurement, venous position diagnosis, and subdural hematoma in the skull.

本発明の超音波診断装置の第一の実施形態における超音波プローブ部を説明する図である。It is a figure explaining the ultrasonic probe part in 1st embodiment of the ultrasonic diagnosing device of this invention. 本発明の第二の実施形態における超音波プローブ部を説明する図である。It is a figure explaining the ultrasonic probe part in 2nd embodiment of this invention. 本発明の第二の実施形態におけるアダプタを説明する図である。It is a figure explaining the adapter in 2nd embodiment of this invention. 本発明の超音波診断装置のブロック図である。1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention. 本発明の超音波診断装置の超音波トランスデューサを説明する図である。It is a figure explaining the ultrasonic transducer of the ultrasonic diagnostic apparatus of this invention. 本発明に用いられる振動ジャイロセンサの構造を示す図である。It is a figure which shows the structure of the vibration gyro sensor used for this invention. 本発明に用いられる超音波トランスデューサの圧電体の構造を示す図である。It is a figure which shows the structure of the piezoelectric material of the ultrasonic transducer used for this invention. 本発明の超音波診断装置における超音波プローブとアダプタの位置関係を示す図である。It is a figure which shows the positional relationship of the ultrasonic probe and adapter in the ultrasonic diagnosing device of this invention. 従来の超音波診断装置を説明する図である。It is a figure explaining the conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

Explanation of symbols

１超音波トランスデューサ
２振動ジャイロセンサ
３超音波プローブ
３２音波伝達体
３９皮膜
２００アダプタ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic transducer 2 Vibrating gyro sensor 3 Ultrasonic probe 32 Acoustic wave transmission body 39 Film | membrane 200 Adapter

Claims

An ultrasonic diagnostic apparatus that includes an ultrasonic probe, sends a drive signal to the ultrasonic probe, transmits an ultrasonic wave, takes an echo signal from the ultrasonic probe, and generates diagnostic information based on the echo signal There,
The ultrasonic probe includes an ultrasonic velocity sensor for detecting an inclination angle of the ultrasonic transducer, a substrate including the ultrasonic transducer and the angular velocity sensor; An ultrasonic diagnostic apparatus in which the ultrasonic transducer is rotatable with respect to the support frame, and the sound transmission body is coated with a film.

An ultrasonic diagnostic apparatus that includes an ultrasonic probe, sends a drive signal to the ultrasonic probe, transmits an ultrasonic wave, takes an echo signal from the ultrasonic probe, and generates diagnostic information based on the echo signal There,
The ultrasonic probe includes an ultrasonic transducer, and includes an angular velocity sensor that detects an inclination angle of the ultrasonic transducer, a substrate including the ultrasonic transducer and the angular velocity sensor, and the ultrasonic probe includes: An ultrasonic diagnostic apparatus that is slidably in contact with one of adapters in which a sonic transmission body covered with a film is enclosed.

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the film is polyurethane, polyethylene, polypropylene, polyethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, polyimide, or polyolefin.