JP2011050537A - Ultrasonic probe and ultrasonic diagnostic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波探触子、及び超音波診断装置に関する。 The present invention relates to an ultrasonic probe and an ultrasonic diagnostic apparatus.
超音波診断装置は超音波パルス反射法により、体表から生体内の軟組織の断層像を低侵襲に得る医療用画像機器である。この超音波診断装置は、他の医療用画像機器に比べ、小型で安価、X線などの被爆がなく安全性が高い、ドップラー効果を応用して血流イメージングが可能等の特長を有している。そのため、循環器系(心臓の冠動脈)、消化器系(胃腸)、内科系(肝臓、膵臓、脾臓)、泌尿科系(腎臓、膀胱)、及び産婦人科系などで広く利用されている。 An ultrasonic diagnostic apparatus is a medical imaging device that obtains a tomographic image of soft tissue in a living body in a minimally invasive manner from the body surface by an ultrasonic pulse reflection method. Compared to other medical imaging equipment, this ultrasound diagnostic device has features such as being smaller and cheaper, without exposure to X-rays, etc., being highly safe, and capable of blood flow imaging by applying the Doppler effect. Yes. Therefore, it is widely used in the circulatory system (cardiac coronary artery), digestive system (gastrointestinal), internal medicine system (liver, pancreas, spleen), urology system (kidney, bladder), and obstetrics and gynecology.
従来、このような超音波診断装置では、超音波の非線形な伝播により生じる高調波成分を取りだし、この高調波成分に基づいて超音波画像を生成し、表示するハーモニックイメージング(HI)法と呼ばれている手法が用いられてきた。 Conventionally, such an ultrasonic diagnostic apparatus is called a harmonic imaging (HI) method in which a harmonic component generated by nonlinear propagation of ultrasonic waves is taken out, and an ultrasonic image is generated and displayed based on the harmonic component. Have been used.
上記ハーモニックイメージングは、超音波の受信信号に含まれる高調波成分を検出して、映像化する手法であり(例えば5MHzの超音波を送信し、10MHzの高調波でイメージング)、微小気泡よりなる超音波造影剤をより効率的に検出することを目的として開発された。 The harmonic imaging is a technique for detecting and imaging a harmonic component contained in an ultrasonic reception signal (for example, transmitting a 5 MHz ultrasonic wave and imaging with a 10 MHz harmonic wave). It was developed for the purpose of detecting sonic contrast agents more efficiently.
微小気泡は強い非線形散乱特性を有しており、その散乱信号は生体組織と比べて大きな高調波成分を含んでいる。そこで、この高調波成分のみを検出することにより、通常(基本波)では周囲組織からのエコーに埋もれてしまうような微小な血流(パフュージョン)の映像化が可能となる。 The microbubbles have strong nonlinear scattering characteristics, and the scattered signal contains a higher harmonic component than that of the living tissue. Therefore, by detecting only this harmonic component, it is possible to visualize a minute blood flow (perfusion) that is normally buried in an echo from the surrounding tissue (fundamental wave).
ハーモニックイメージングに用いるアレイ型超音波探触子の具体的な構造として、送信用圧電素子と受信用圧電素子とを別体とし、超音波の送信時と受信時における動作を分離したアレイ型超音波探触子が提案されている。 As a specific structure of an array-type ultrasonic probe used for harmonic imaging, an array-type ultrasound that separates the operation during transmission and reception of ultrasonic waves by separating the transmitting piezoelectric element and the receiving piezoelectric element. A probe has been proposed.
このようなアレイ型超音波探触子に用いられる受信用圧電素子は、高調波信号を高感度で受信できることが望ましい。しかしながら、ジルコン酸チタン酸鉛等無機圧電素子を材料とした圧電素子の送受信周波数は圧電素子の厚さに依存するため、受信する周波数が高周波になるほど圧電素子を小型に加工する必要があり、製造が困難であった。 It is desirable that the receiving piezoelectric element used in such an array type ultrasonic probe can receive a harmonic signal with high sensitivity. However, since the transmission / reception frequency of a piezoelectric element made of an inorganic piezoelectric element such as lead zirconate titanate depends on the thickness of the piezoelectric element, it is necessary to process the piezoelectric element more compactly as the received frequency becomes higher. It was difficult.
このような問題を解決するため、シート状の圧電セラミックを単層または積層した構造の送信用圧電素子と受信用のシート状の圧電素子を単層または積層させ、送信と受信を別々の圧電素子に分離するとともに、受信用に高感度有機圧電素子材料を使用することにより高感度な超音波探触子を得る方法が提案されている(特許文献1、2、3参照)。
In order to solve such a problem, a piezoelectric element for transmission and a sheet-like piezoelectric element for reception having a single layer or laminated structure of sheet-like piezoelectric ceramics are made into a single layer or laminated, and separate transmission and reception piezoelectric elements And a method of obtaining a highly sensitive ultrasonic probe by using a highly sensitive organic piezoelectric element material for reception (see
近年、組織ハーモニック映像法(Tissue Harmonic Imaging;THI)が注目されている。これはハーモニックイメージング法が有する画質改善効果に着目したもので、どのような患者でもノイズの低減された高コントラストのBモード画像が得られ、心内膜等の描出に優れることが特徴である。組織ハーモニック映像法では、送信された超音波が生体内を歪みながら“伝播”するいわゆる伝播の非線形性により発生する高調波を映像化している。 In recent years, tissue harmonic imaging (THI) has attracted attention. This is focused on the image quality improvement effect of the harmonic imaging method, and is characterized in that any patient can obtain a high-contrast B-mode image with reduced noise, and is excellent in rendering the endocardium and the like. In the tissue harmonic imaging method, harmonics generated by so-called non-linearity of propagation in which transmitted ultrasonic waves “propagate” while being distorted in a living body are visualized.
この高調波の振幅は、超音波の伝播距離および基本波の音圧の二乗に比例するため、超音波ビームの中心軸上(音圧の高い領域)に集中して発生する。すなわち基本波を用いた場合に比べ、メインローブが細くかつサイドローブレベルが低いシャープな超音波ビームが形成可能である。 Since the amplitude of this harmonic is proportional to the propagation distance of the ultrasonic wave and the square of the sound pressure of the fundamental wave, it is concentrated on the central axis of the ultrasonic beam (region with high sound pressure). That is, it is possible to form a sharp ultrasonic beam having a narrow main lobe and a low side lobe level as compared with the case where the fundamental wave is used.
このように組織ハーモニック映像法ではビーム幅が狭くかつサイドローブレベルの低いビーム形成が可能なため、ビーム幅の低減により方位方向分解能が向上し、またサイドローブレベルの低減によりコントラスト分解能が向上する。特に、患者の比較的深い部位を診断するときに、組織ハーモニック映像法を用いると、高分解能の鮮明な画像が得られる。反面、関心領域が体表から浅い領域にあるような場合は、鮮明な画像が得にくい場合もあった。 In this way, in the tissue harmonic imaging method, a beam having a narrow beam width and a low side lobe level can be formed. Therefore, the azimuth resolution is improved by reducing the beam width, and the contrast resolution is improved by reducing the side lobe level. In particular, when a tissue harmonic imaging method is used when diagnosing a relatively deep part of a patient, a clear image with high resolution can be obtained. On the other hand, when the region of interest is in a shallow region from the body surface, it may be difficult to obtain a clear image.
一方、基本周波数の超音波を被検体に送波し、この被検体から返ってくる反射波に含まれる基本周波数の成分を主体として被検体内を映像化する方法では、組織ハーモニック映像法ほどの高分解能の画像は得られないが、被検体内の浅い部位から深い部位まで鮮明な診断像が得られる。 On the other hand, in the method of transmitting the ultrasonic wave of the fundamental frequency to the subject and visualizing the inside of the subject mainly with the fundamental frequency component included in the reflected wave returned from the subject, it is as much as the tissue harmonic imaging method. Although a high-resolution image cannot be obtained, a clear diagnostic image can be obtained from a shallow part to a deep part in the subject.
そのため、基本周波数の超音波を被検体に送波し、この被検体から返ってくる反射波に含まれる基本周波数の成分を主体として被検体内を映像化する基本波モードと、基本周波数の超音波を被検体に送波し、この被検体から返ってくる反射波に含まれる高調波の成分を主体として被検体内を映像化する非基本波モードとを選択可能に構成することが行われている(例えば、特許文献4参照)。 Therefore, a fundamental wave mode for transmitting an ultrasonic wave of the fundamental frequency to the subject and imaging the inside of the subject mainly with the fundamental frequency component included in the reflected wave returned from the subject, A non-fundamental wave mode in which the sound wave is transmitted to the subject and the inside of the subject is imaged mainly with the harmonic component contained in the reflected wave returned from the subject is selected. (For example, see Patent Document 4).
一方、高い周波数の超音波を被検体に送波し、その反射波を受信すると、被検体の表面近くを高分解能で診断する事ができる。例えば、有機圧電材料から成るシート状の圧電素子を送信および受信に用いて、20MHzを越える高周波数の超音波を送信し、その反射波(20MHz)を受信することにより、広い帯域幅と高解像度を得る技術が開示されている(非特許文献1参照)。 On the other hand, when a high-frequency ultrasonic wave is transmitted to the subject and the reflected wave is received, the vicinity of the surface of the subject can be diagnosed with high resolution. For example, by using a sheet-like piezoelectric element made of an organic piezoelectric material for transmission and reception, a high frequency ultrasonic wave exceeding 20 MHz is transmitted, and a reflected wave (20 MHz) is received, thereby wide bandwidth and high resolution. Is disclosed (see Non-Patent Document 1).
このような有機材料から成る圧電素子は、出力インピーダンスが高いため、インピーダンスマッチングをとることが難しい。そのため、非特許文献1では、増幅器を圧電素子の近くに配置し、圧電素子の受信信号を増幅器で増幅してからA/D変換することにより、寄生容量の除去とノイズの混入を低減している。
Since the piezoelectric element made of such an organic material has high output impedance, it is difficult to achieve impedance matching. Therefore, in
ユーザから、関心領域が被検体内の浅い部位なのか、深い部位なのか、あるいは浅い部位から深い部位まで全体像を把握したいのか、によって最適な映像法を選択し、鮮明な画像が得られる超音波診断装置が要望されている。 The user can select the optimal video method and obtain a clear image depending on whether the region of interest is a shallow part, deep part, or deep part of the subject. There is a need for an ultrasonic diagnostic apparatus.
被検体内の深い部位に関心がある時は、特許文献1、2、3に開示されているように、無機材料から成る圧電素子(以下無機圧電素子と呼ぶ)から基本周波数(例えば5MHz)の超音波を被検体に送波し、この被検体から返ってくる反射波を有機材料から成る圧電素子(以下、有機圧電素子と呼ぶ)により受信し、反射波に含まれる高調波の成分を主体として被検体内を映像化すると高分解能な診断像が得られることが知られている。
When interested in a deep part in the subject, as disclosed in
また、被検体内の浅い部位から深い部位までの全体像に関心がある時は、無機圧電素子を送受信に用いて、基本周波数(例えば5MHz)の超音波を被検体に送波し、反射波に含まれる基本周波数の成分を主体として被検体内を映像化すると鮮明な画像が得られることが知られている。 In addition, when interested in the whole image from a shallow part to a deep part in the subject, an ultrasonic wave of a fundamental frequency (for example, 5 MHz) is transmitted to the subject using an inorganic piezoelectric element for transmission and reception, and a reflected wave. It is known that a clear image can be obtained when the inside of a subject is imaged mainly with the fundamental frequency component included in.
一方、非特許文献1のように、被検体内の浅い部位に関心がある時は、有機圧電素子を送受信に用いて、高い周波数の超音波を被検体に送波し、その反射波を受信すると高分解能な診断像が得られることが知られている。
On the other hand, as in
これらのことから、超音波探触子に無機圧電素子と、有機圧電素子とを配置し、関心領域に応じて送受信に用いる圧電素子を選択できるように構成することが考えられる。 For these reasons, it is conceivable that an inorganic piezoelectric element and an organic piezoelectric element are arranged on the ultrasonic probe so that the piezoelectric element used for transmission / reception can be selected according to the region of interest.
しかしながら、超音波探触子に無機圧電素子と、有機圧電素子とを設けると、駆動条件等が異なるため超音波探触子と超音波診断装置本体との間の配線が多くなってしまう。 However, when an inorganic piezoelectric element and an organic piezoelectric element are provided on the ultrasonic probe, the driving conditions and the like are different, and therefore the wiring between the ultrasonic probe and the ultrasonic diagnostic apparatus main body increases.
また、有機圧電素子を受信用に用いる場合は、非特許文献1に開示されているように有機圧電素子の出力を増幅器によって増幅することが望ましい。そのため、送信用、および受信用として用いる場合は、有機圧電素子に印加する駆動信号が、増幅器の出力側に印加されないように分離して配線する必要がある。
When the organic piezoelectric element is used for reception, it is desirable to amplify the output of the organic piezoelectric element with an amplifier as disclosed in
増幅器は、超音波探触子の有機圧電素子の近くに配置することが望ましいので、超音波探触子に配置された増幅器と超音波診断装置本体に設けられた受信回路との間を、送信用の配線と別に配線する必要がある。そのため、超音波探触子と超音波診断装置本体との間のケーブルが太くなり、超音波探触子を被検体の所望の部位に押し当てにくくなるなどの操作性の問題が発生する。また、ケーブルの断線などが起こる可能性が高まり、信頼性が損なわれる。 Since it is desirable to arrange the amplifier near the organic piezoelectric element of the ultrasonic probe, the amplifier is sent between the amplifier arranged in the ultrasonic probe and the receiving circuit provided in the ultrasonic diagnostic apparatus body. It is necessary to wire separately from the credit wiring. For this reason, the cable between the ultrasonic probe and the ultrasonic diagnostic apparatus main body becomes thick, and operability problems such as difficulty in pressing the ultrasonic probe against a desired part of the subject occur. Further, the possibility of cable breakage or the like increases, and reliability is impaired.
本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであって、所望の部位の映像化に最適な圧電素子を選択可能に構成され、操作性が良く信頼性の高い超音波探触子、及び該超音波探触子を有する超音波診断装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and is configured to be able to select an optimum piezoelectric element for imaging a desired part, and has an excellent operability and high reliability. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus having an ultrasonic probe.
上記の課題を解決するため、本発明は以下のような特徴を有するものである。 In order to solve the above problems, the present invention has the following characteristics.
1.超音波を送受信する超音波探触子であって、
無機材料から成る複数の無機圧電素子と、
有機材料から成る複数の有機圧電素子と、
前記超音波を受信したそれぞれの前記有機圧電素子が発生する受信信号を増幅する複数の増幅器と、
超音波診断装置本体と接続するための複数の信号線への接続部をそれぞれ備えた切替手段を有し、
前記切替手段は、
前記無機圧電素子と前記接続部との間を直接接続する接続形態と、前記有機圧電素子と前記接続部との間を直接接続する接続形態と、前記有機圧電素子と前記接続部との間を前記増幅器を介して接続する接続形態と、を切り替えて接続する機能を有することを特徴とする超音波探触子。
1. An ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves,
A plurality of inorganic piezoelectric elements made of an inorganic material;
A plurality of organic piezoelectric elements made of organic materials;
A plurality of amplifiers for amplifying reception signals generated by the respective organic piezoelectric elements that have received the ultrasonic waves;
It has switching means each provided with a connection part to a plurality of signal lines for connecting to the ultrasonic diagnostic apparatus body,
The switching means is
A connection configuration in which the inorganic piezoelectric element and the connection portion are directly connected, a connection configuration in which the organic piezoelectric element and the connection portion are directly connected, and a connection between the organic piezoelectric element and the connection portion. An ultrasonic probe having a function of switching and connecting a connection form connected via the amplifier.
2.前記無機圧電素子と前記有機圧電素子は積層されていることを特徴とする前記1に記載の超音波探触子。 2. 2. The ultrasonic probe according to 1 above, wherein the inorganic piezoelectric element and the organic piezoelectric element are laminated.
3.前記有機圧電素子は、
フッ化ビニリデンの重合体、またはフッ化ビニリデン系コポリマを材料として成膜されていることを特徴とする前記1または2に記載の超音波探触子。
3. The organic piezoelectric element is
3. The ultrasonic probe as described in 1 or 2 above, which is formed using a vinylidene fluoride polymer or a vinylidene fluoride copolymer as a material.
4.超音波を被検体の内部に送波し、反射波を受信して前記被検体の内部を映像化するように構成された超音波診断装置において、
前記1から3の何れか1項に記載の超音波探触子と、
前記信号線を介して前記無機圧電素子または前記有機圧電素子を駆動する駆動信号を送信する送信手段と、
前記信号線を介して前記受信信号を受信する受信手段と、
前記切替手段の接続形態を切り換える切替制御信号を送信し、前記切替手段を制御する制御手段と、
を有し、
前記制御手段は、
設定に応じて前記切替制御信号を送信し、前記切替手段の接続を切り替えることを特徴とする超音波診断装置。
4). In an ultrasonic diagnostic apparatus configured to transmit an ultrasonic wave inside a subject, receive a reflected wave, and visualize the inside of the subject,
The ultrasonic probe according to any one of 1 to 3,
Transmitting means for transmitting a drive signal for driving the inorganic piezoelectric element or the organic piezoelectric element via the signal line;
Receiving means for receiving the received signal via the signal line;
A control means for transmitting a switching control signal for switching a connection form of the switching means, and for controlling the switching means;
Have
The control means includes
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the switching control signal is transmitted according to a setting to switch the connection of the switching means.
5.前記制御手段は、
前記無機圧電素子に駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波し、前記無機圧電素子が受信した該被検体から反射した反射波に含まれる前記駆動信号の基本周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第1のモードと、
前記無機圧電素子に駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波した後、前記切替手段を切り替えて、前記有機圧電素子が受信し前記増幅器が増幅した該被検体から反射した反射波に含まれる前記基本周波数以外の非基本周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第2のモードと、
前記有機圧電素子に前記基本周波数より高い周波数の駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波し、前記有機圧電素子が受信し前記増幅器が増幅した該被検体から反射した反射波に含まれる前記高い周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第3のモードと、
を設定可能に構成されていることを特徴とする前記4に記載の超音波診断装置。
5). The control means includes
Applying a drive signal to the inorganic piezoelectric element and transmitting an ultrasonic wave toward the inside of the subject, the fundamental frequency of the drive signal included in the reflected wave reflected from the subject received by the inorganic piezoelectric element A first mode for controlling the inside of the subject to be imaged mainly with components;
After applying a drive signal to the inorganic piezoelectric element and transmitting an ultrasonic wave toward the inside of the subject, the switching means is switched, and the organic piezoelectric element receives and reflects from the subject amplified by the amplifier. A second mode for controlling the inside of the subject to be imaged mainly with a non-basic frequency component other than the fundamental frequency included in the reflected wave;
A drive signal having a frequency higher than the fundamental frequency is applied to the organic piezoelectric element to transmit an ultrasonic wave toward the inside of the subject, and the organic piezoelectric element receives and reflects from the subject amplified by the amplifier. A third mode for controlling to image the inside of the subject mainly using the high frequency component included in the reflected wave;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to 4 above, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is configured to be settable.
本発明によれば、超音波探触子に、複数の無機圧電素子と、複数の有機圧電素子と、それぞれの有機圧電素子の出力を増幅する増幅器と、を切り替えて信号線と接続する切替手段を設けたので、超音波診断装置と接続する配線数を減らすことができる。 According to the present invention, switching means for switching a plurality of inorganic piezoelectric elements, a plurality of organic piezoelectric elements, and an amplifier for amplifying the output of each organic piezoelectric element to connect to the signal line on the ultrasonic probe. Therefore, the number of wires connected to the ultrasonic diagnostic apparatus can be reduced.
したがって、所望の部位の映像化に最適な圧電素子を選択可能に構成され、操作性が良く信頼性の高い超音波探触子、及び該超音波探触子を有する超音波診断装置を提供することができる。 Accordingly, there is provided an ultrasonic probe that is configured to be able to select an optimum piezoelectric element for imaging a desired part, has high operability and high reliability, and an ultrasonic diagnostic apparatus having the ultrasonic probe. be able to.
以下、本発明に係る実施の一形態を図面に基づいて説明するが、本発明は該実施の形態に限られない。なお、各図において同一の符号を付した構成は、同一の構成であることを示し、その説明を省略する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. However, the present invention is not limited to the embodiment. In addition, the structure which attached | subjected the same code | symbol in each figure shows that it is the same structure, The description is abbreviate | omitted.
図1は、実施形態における超音波診断装置の外観構成を示す図である。 FIG. 1 is a diagram illustrating an external configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment.
超音波診断装置100は、図略の生体等の被検体に対して超音波(超音波信号)を送波し、受信した被検体で反射した超音波の反射波(エコー、超音波信号)から被検体内の内部状態を超音波画像として画像化し、モニタ10に表示する。
The ultrasonic
超音波探触子2は、被検体に対して超音波(超音波信号)を送波し、被検体で反射した超音波の反射波を受信する。超音波探触子2は、図1に示すように、ケーブル15を介して超音波診断装置本体14と接続されている。
The
入力部13は、スイッチやキーボードなどから構成され、ユーザが診断開始を指示するコマンドの入力や、後に説明する第1のモードまたは第2のモード、または第3のモードの選択、被検体の個人情報等のデータの入力をするために設けられている。
The
モニタ10は、液晶パネルなどから成り、画像化した超音波画像を表示する。
The
図2は、本実施形態に係る超音波診断装置の電気的な構成を示すブロック図、図3は、実施形態における超音波探触子と送信処理部、受信処理部の詳細な回路ブロック図、図4は、実施形態における超音波探触子のヘッド部の断面図である。 FIG. 2 is a block diagram showing an electrical configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. FIG. 3 is a detailed circuit block diagram of the ultrasonic probe, transmission processing unit, and reception processing unit in the embodiment. FIG. 4 is a cross-sectional view of the head portion of the ultrasonic probe in the embodiment.
最初に図2、図3、図4を用いて超音波探触子2の構成を説明する。
First, the configuration of the
図3に示すように、超音波探触子2の先端部分には、電気信号と音響信号とを相互変換するためのアレイ状に配列された複数の無機圧電素子50a〜50uと、アレイ状に配列された複数の有機圧電素子51a〜51uと、が積層されている。無機圧電素子50a〜50uは、無機材料から成る圧電素子、有機圧電素子51a〜51uは、有機材料から成る圧電素子である。なお、ここでは、1つの圧電素子が1チャンネルを構成するものとして説明する。また、無機圧電素子50、有機圧電素子51の素子数はそれぞれ21とし、a〜uで区別する例を説明するが、素子数は特に限定されるものではなく、20〜200程度の素子数が用いられる。
As shown in FIG. 3, a plurality of inorganic
図2では、複数の無機圧電素子50a〜50uから成る無機圧電素子アレイ50、複数の有機圧電素子51a〜51uから成る有機圧電素子アレイ51を、それぞれ一つのブロックで図示している。
In FIG. 2, the inorganic
有機圧電素子51a〜51uはインピーダンスが数KΩと非常に高いため、ノイズの影響を受けやすい。そのため、有機圧電素子51a〜51uは、それぞれ増幅器52a〜52uと接続されており、増幅器52a〜52uは、それぞれ超音波を受信した有機圧電素子51a〜51uが発生する電気信号(以下、受信信号と呼ぶ)を増幅する。増幅器52a〜52uによって受信信号を増幅し、低インピーダンスで出力することにより高S/Nで受信信号を超音波診断装置本体14に伝送することができる。
Since the organic
増幅器52a〜52uには、初段にFET(電界効果トランジスタ)を用いたオペアンプなど入力インピーダンスの高い汎用の増幅器を用いることができる。
As the
切替手段53の接続部58a〜58uは、超音波診断装置本体14と接続するための信号線56a〜56uがそれぞれ接続されている。
切替手段53のスイッチ53a〜53uは、切替制御信号線57によって伝送される切替制御信号に応じて、無機圧電素子50a〜50uと接続部58a〜58uとの間を直接接続する接続形態と、有機圧電素子51a〜51uと接続部58a〜58uとの間を直接接続する接続形態と、有機圧電素子51a〜51uと接続部58a〜58uとの間を増幅器52a〜52uを介して接続する接続形態と、を切り替えて接続する。
The
図3に示す単極3投のスイッチ53a〜53uは、単極単投のアナログスイッチ等を組み合わせ、切替制御信号により適宜オンまたはオフにすることにより等価的に同機能のスイッチを構成することができる。
The single-pole three-
図8は、単極単投の4つのアナログスイッチ110a、111a、112a、113aを組み合わせて切替手段53を構成した一例である。
FIG. 8 shows an example in which the switching means 53 is configured by combining four single-pole single-
図8では、スイッチ53aに相当する1チャネル分の回路を示している。アナログスイッチ110a、111a、112a、113aにはそれぞれ切替制御信号線57a、57b、57c、57dが接続され、伝送される切替制御信号に応じてオン、オフする。
FIG. 8 shows a circuit for one channel corresponding to the
図8の状態は、アナログスイッチ110aがオン、アナログスイッチ111a、112a、113aがオフであり、無機圧電素子50aと接続部58aとの間が直接接続されている。切替制御信号により、アナログスイッチ110aをオフ、アナログスイッチ111aとアナログスイッチ112aをオン、アナログスイッチ113aをオフにすると、有機圧電素子51aと接続部58aとの間を直接接続できる。
In the state of FIG. 8, the
また、切替制御信号により、アナログスイッチ110aをオフ、アナログスイッチ111aとアナログスイッチ113aをオン、アナログスイッチ112aをオフにすると、有機圧電素子51aと接続部58aとの間を増幅器52aを介して接続できる。
Further, when the
有機圧電素子51a〜51uと増幅器52a〜52uとの間の配線、および有機圧電素子51a〜51uとスイッチ53a〜53uとの間の配線は高インピーダンスなので配線長をできるだけ短くし、コアキシャルケーブルやシールド線を用いて外来ノイズの影響を受けないようにすることが望ましい。
Since the wiring between the organic
図2では、増幅器52a〜52uを増幅器52のブロックで、スイッチ53a〜53uを切替手段53のブロックで図示している。
In FIG. 2, the
信号線56a〜56uと切替制御信号線57はコネクタ54に接続され、ケーブル15を介して超音波診断装置本体14のコネクタ16と接続されている。このように、切替手段53により、対応する信号線56a〜56uを、無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51u、または増幅器52a〜52uの出力端子の何れか一つに接続するのでケーブル15による配線数を少なくすることができる。このことにより、ケーブル15を細くできるので超音波探触子2の操作性と信頼性を向上させることができる。
The signal lines 56 a to 56 u and the switching
次に、図4を用いて超音波探触子のヘッド部の構成を説明する。 Next, the configuration of the head portion of the ultrasonic probe will be described with reference to FIG.
以降の説明では図中のX、Y、Zで示す座標軸に基づいて説明する。X方向はエレベーション方向(ダイシングを行う方向)であり、Z軸正方向は超音波を送信する方向である。また、Z軸方向は積層方向である。 In the following description, description will be made based on the coordinate axes indicated by X, Y, and Z in the drawing. The X direction is the elevation direction (the dicing direction), and the Z-axis positive direction is the direction in which ultrasonic waves are transmitted. The Z-axis direction is the stacking direction.
図4に示す超音波探触子1は、バッキング材65の上に第4電極75、無機圧電膜62、第3電極74、中間層73、第2電極70、有機圧電膜63、第1電極69、整合層66、音響レンズ67の順に積層されている。整合層66から第4電極75まではX方向に向かってダイシングされ、複数の無機圧電素子50a〜50u、と有機圧電素子51a〜51uが形成されている。
The
以降、積層された順に各構成要素を説明する。 Hereinafter, each component will be described in the order in which they are stacked.
(無機圧電素子アレイ)
無機圧電素子アレイ50は、ジルコン酸チタン酸鉛などの無機材料から成る無機圧電膜62の互いに厚み方向に対向する両面に、それぞれ第3電極74、第4電極75を備えた無機圧電素子50a〜50uから構成されている。無機圧電膜62の厚みは320μm程度である。
(Inorganic piezoelectric element array)
The inorganic
無機圧電素子50a〜50uの第3電極74a〜74uは、図示せぬコネクタを介してスイッチ53a〜53uの端子とそれぞれ接続され、第4電極75a〜75uは接地されている。
The third electrodes 74a to 74u of the inorganic
第3電極74a〜74uに駆動信号を印加すると無機圧電素子50a〜50uが振動し、無機圧電素子アレイ50からZ軸正方向に超音波を送信するように構成されている。
When a drive signal is applied to the third electrodes 74a to 74u, the inorganic
また、無機圧電素子アレイ50が被検体で反射した超音波の反射波を受信して振動すると、反射波に応じて第3電極74a〜74uに電気信号(以下、受信信号と呼ぶ)が発生する。
Further, when the inorganic
第3電極74、第4電極75は、金、銀、アルミなどの金属材料を用いて、無機圧電素子アレイ50の両面に蒸着法やフォトリソグラフィー法を用いて成膜されている。
The
(中間層)
中間層73は、有機圧電素子アレイ51が被検体で反射した超音波の反射波を受信して振動した際に、無機圧電素子アレイ50が共振して振動しないように有機圧電素子アレイ51の振動を吸収するために設けられている。
(Middle layer)
The
このような中間層73は、樹脂材料を成型して形成することができる。中間層73に用いる樹脂材料としては、例えばポリビニルブチラール、ポリオレフィン、ポリアクリレート、ポリイミド、ポリアミド、ポリエステル、ポリスルホン、エポキシ、オキセタン、などを用いることができる。
Such an
中間層73の厚みは、求める感度や周波数特性により選択されるが、例えば180〜190μm程度である。
The thickness of the
なお、求める感度や周波数特性によっては中間層73を省略することもできる。
Note that the
(有機圧電素子アレイ)
有機圧電素子アレイ51は、有機材料から成る有機圧電膜63の互いに厚み方向に対向する両面に、それぞれ第1電極69a〜69u、第2電極70a〜70uを備えた複数の有機圧電素子51a〜51uから構成されている。
(Organic piezoelectric element array)
The organic
有機圧電膜63に用いる有機材料として、例えば、フッ化ビニリデンの重合体を用いることができる。また例えば、有機圧電膜63には、フッ化ビニリデン(VDF)系コポリマを用いることができる。このフッ化ビニリデン系コポリマは、フッ化ビニリデンと他の単量体との共重合体(コポリマ)であり、他の単量体としては、3フッ化エチレン(TrFE)、テトラフルオロエチレ(TeFE)、パーフルオロアルキルビニルエーテル(PFA)、パーフルオロアルコキシエチレン(PAE)およびパーフルオロヘキサエチレン等を用いることができる。
As an organic material used for the organic
一般に、ジルコン酸チタン酸鉛などの圧電材料から成る圧電素子は、基本波の周波数に対する2倍程度の周波数帯域の超音波しか受信することができないが、有機圧電材料の圧電素子は、基本波の周波数に対する例えば3〜5倍程度の周波数帯域の超音波を送受信することができ、受信周波数帯域の広帯域化に適している。 In general, a piezoelectric element made of a piezoelectric material such as lead zirconate titanate can receive only an ultrasonic wave having a frequency band about twice the frequency of the fundamental wave. For example, ultrasonic waves in a frequency band of about 3 to 5 times the frequency can be transmitted and received, which is suitable for widening the reception frequency band.
有機圧電膜63の厚さtは、受信すべき超音波の周波数や有機圧電材料の種類等によって適宜に設定される。
The thickness t of the organic
このような有機圧電膜63は、有機圧電材料の溶液から流延して所定の厚さの膜を作製し、加熱して結晶化を行った後、所定の大きさのシート状に成型して作製する。
Such an organic
有機圧電膜63の厚み方向(Z軸方向)に互いに対向する両面には、それぞれ第1電極69、第2電極70を形成する。
A
有機圧電素子51a〜51uの第1電極69a〜69uは、図示せぬコネクタを介してスイッチ53a〜53uの端子とそれぞれ接続され、第2電極70a〜70uは接地されている。
The first electrodes 69a to 69u of the organic
第1電極69a〜69uに駆動信号を印加すると有機圧電素子51a〜51uが振動し、有機圧電素子アレイ51からZ軸正方向に超音波を送信するように構成されている。
When a drive signal is applied to the first electrodes 69a to 69u, the organic
また、有機圧電素子アレイ51が被検体で反射した超音波の反射波を受信して振動すると、反射波に応じて第1電極69a〜69uに電気信号が発生する。
Further, when the organic
(整合層)
整合層66は、被検体の一つである人体と有機圧電素子アレイ51の音響インピーダンスの中間の音響インピーダンスを有し、音響インピーダンスの整合を図る。整合層66は、例えば、樹脂材料を成型して形成することができる。
(Matching layer)
The
整合層66に用いる材料は、音響インピーダンスが1.7〜1.8程度で、音速が人体に近い1300m/sec以上、2200m/sec以下の材料を用いることが好ましい。例えば、ポリメチルペンテンなどを用いることができる。
The material used for the
(音響レンズ)
音響レンズ67は、無機圧電素子アレイ50が送信する超音波を所定の距離に収束させる。
(Acoustic lens)
The
このように、無機圧電素子アレイ50と有機圧電素子アレイ51とが積層されているので、超音波探触子2を小型化することができる。
Thus, since the inorganic
超音波探触子2の説明は以上である。
The explanation of the
次に、図2、図3を用いて超音波診断装置本体14の電気的な構成を説明する。
Next, the electrical configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus
超音波探触子2の信号線56a〜56uは、コネクタ54、ケーブル15、コネクタ16を介して、図2、図3に示すように送信処理部1および受信処理部3に接続されている。また、切替制御信号線57は、コネクタ54、ケーブル15、コネクタ16を介して、図2、図3に示すように制御部99に接続されている。送信処理部1は本発明の送信手段、受信処理部3は本発明の受信手段である。
The signal lines 56a to 56u of the
制御部99は、CPU98(中央処理装置)と記憶部96等から構成され、記憶部96に記憶されているプログラムをRAM97に読み出し、当該プログラムに従って超音波診断装置100の各部を制御する。記憶部96は、RAM(Random Access Memory)、ROM(Read Only Memory)等から構成される。
The
制御部99は、操作者によって入力部13から入力されたモード(第1のモード、第2のモード、又は第3のモード)を送信処理部1と受信処理部3に設定する。
The
超音波を送波する時、制御部99は設定されたモードに応じて、スイッチ53a〜53uを信号線56a〜56uが、それぞれ無機圧電素子50a〜50uまたは有機圧電素子51a〜51uの何れかに接続されるようにする。
When the ultrasonic wave is transmitted, the
制御部99は、第1のモードと第2のモードとでは、スイッチ53a〜53uを信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uに接続するように切り替え、第3のモードでは、信号線56a〜56uが有機圧電素子51a〜51uに接続するように切り替える。
The
送信処理部1は、制御部99により設定されたモードに応じたタイミングで、超音波をビーム状に形成し、また任意の深さで収束させて焦点を形成するように遅延処理をかけた駆動信号を信号線56a〜56uを介して超音波探触子2の各チャンネルに印加する。送信処理部1は、第1のモードと第2のモードとでは、基本周波数f0の駆動信号を印加し、第3のモードでは基本周波数f0より高い駆動信号を印加する。本実施形態では、説明を簡単にするため基本周波数f0の3倍の3f0を印加するものとする。
The
超音波探触子2で発生した超音波は、被検体に送波され、被検体内部を伝播し、その途中にある音響インピーダンスの不連続面で反射し、エコーとして超音波探触子2に返ってくる。
The ultrasonic wave generated by the
超音波を被検体に向けて送波した後、超音波探触子2に返ってきたエコーは、超音波探触子2に配列された無機圧電素子50a〜50uと有機圧電素子51a〜51uとを機械的に振動させ、微弱な受信信号を発生させる。
After transmitting the ultrasonic wave toward the subject, the echoes returned to the
超音波を受信する時、制御部99は、設定されたモードに応じて、スイッチ53a〜53uを切り替えて信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uまたは有機圧電素子51a〜51uまたは増幅器52a〜52uの何れかに接続されるようにする。
When receiving the ultrasonic wave, the
制御部99は、第1のモードでは、スイッチ53a〜53uが受信時もそのまま信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uに接続するようにし、第2のモードと第3のモードでは、スイッチ53a〜53uを信号線56a〜56uが増幅器52a〜52uに接続するように切り替える。
In the first mode, the
超音波受信時の信号線56a〜56uの信号は、受信処理部3に取り込まれ、プリ増幅器42a〜42uで増幅された後、送波時と同じ遅延処理を受信ビームフォーマー41受けた後、加算ユニット43で加算される。
The signals of the
この受信信号は、第1のモード時には、受信信号から基本波成分を主に抽出するために通過帯域が基本周波数f0を中心とした所定の帯域に設定されている基本波用帯域通過型フィルタ(BPF)4を通ってBモード処理部6に送られる。
In the first mode, the received signal has a fundamental band pass filter whose pass band is set to a predetermined band centered on the fundamental frequency f 0 in order to mainly extract a fundamental wave component from the received signal. (BPF) 4 is sent to the B-
また、第2のモード時と第3のモード時には、通過帯域が基本周波数f0の例えば3倍の周波数を中心とした所定の帯域に設定されている高調波用帯域通過型フィルタ(BPF)5を通って、Bモード処理部6に送られる。
In the second mode and the third mode, the harmonic band-pass filter (BPF) 5 whose pass band is set to a predetermined band centered on, for example, a frequency that is three times the fundamental frequency f 0 is used. And sent to the B-
第2のモード時は、エコーに含まれる超音波が被検体(生体)の内部を歪みながら‘伝播’する、いわゆる伝播の非線形性により発生した基本周波数f0以外の非基本波成分を利用する。非基本波成分のなかでも、基本周波数f0の2倍の2次高調波成分、3倍の3次高調波成分などを診断のための画像形成に利用することができるが、本実施形態では3倍の周波数3f0の3次高調波成分を利用するものとして説明する。 In the second mode, non-fundamental wave components other than the fundamental frequency f 0 generated by so-called non-linearity of propagation are used, in which the ultrasonic waves included in the echo are 'propagated' while distorting the inside of the subject (living body). . Among the non-fundamental component, twice the second harmonic component of the fundamental frequency f 0, but a like three times the third harmonic component can be used for image formation for diagnosis, in the embodiment In the following description, it is assumed that a third harmonic component having a triple frequency 3f 0 is used.
また、第3のモード時は、本実施形態では、基本周波数f0の3倍の周波数3f0の超音波を、被検体に送波し、同じ周波数3f0の成分を利用するものとして説明する。 In the third mode, the present embodiment will be described on the assumption that an ultrasonic wave having a frequency 3f 0 that is three times the fundamental frequency f 0 is transmitted to the subject and the component having the same frequency 3f 0 is used. .
Bモード処理部6は、第1のモード時には基本波用帯域通過型フィルタ4からの基本周波数f0の成分に基づいて通常のBモード像を生成し、また第2のモード時と第3のモード時には高調波用帯域通過型フィルタ5からの基本周波数の3倍の3f0の成分に基づいて画像を生成する。これらの画像はデジタルスキャンコンバータ(DSC)9によって再構成された後、ビデオ信号に変換され、モニタ10に表示される。
The B
次に、図5、図6、図7を用いて多段フォーカス法について説明する。 Next, the multistage focus method will be described with reference to FIGS. 5, 6, and 7.
図5は多段フォーカス法により設定された各フォーカス領域の一例を示す図、図6は超音波を各フォーカス領域の焦点に送波し、受信するまでを模式的に説明する図である。図7は送波タイミングの一例を説明するタイムチャートである。 FIG. 5 is a diagram illustrating an example of each focus region set by the multistage focus method, and FIG. 6 is a diagram schematically illustrating the process of transmitting and receiving ultrasonic waves to the focus of each focus region. FIG. 7 is a time chart for explaining an example of the transmission timing.
本実施形態では、図5に示す生体(被検体)の深さ方向に等間隔の4つのフォーカス領域E1、E2、E3、E4の画像を得る場合を説明する。 In the present embodiment, a case will be described in which images of four focus areas E1, E2, E3, and E4 that are equally spaced in the depth direction of the living body (subject) shown in FIG. 5 are obtained.
送信処理部1は、超音波をビーム状に形成し、フォーカス領域E1、E2、E3、E4に焦点を形成するように遅延処理をかけた駆動信号を順次無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51uに印加する。フォーカス領域E1の焦点はF1、フォーカス領域E2の焦点はF2、フォーカス領域E3の焦点はF3、フォーカス領域E4の焦点はF4であり、図6(a)の例ではアレイ状の無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51uの中心軸上に焦点を形成する。無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51uから送波した超音波ビームは、図4(a)のように各焦点の位置で収束した後、また広がっている。
The
図6(b)〜(e)は、第2のモード時において、各焦点にそれぞれ超音波を送波してから、焦点位置の付近で発生した高調波を受信するまでの最大時間を模式的に示している。高調波は、焦点位置付近のフォーカス領域のみで発生し、発生した高調波は基本波より減衰率が高いのでさらに深い領域まで進行して反射することも無い。したがって、最大時間は、送波した超音波の基本波が各フォーカス領域の深い方の境界まで進行し、境界で発生した高調波が、超音波探触子2まで戻るまでの時間である。
FIGS. 6B to 6E schematically illustrate the maximum time from when an ultrasonic wave is transmitted to each focal point until a harmonic generated near the focal point is received in the second mode. It shows. Harmonics are generated only in the focus area near the focal position. Since the generated harmonics have a higher attenuation factor than the fundamental wave, they do not travel and reflect deeper areas. Therefore, the maximum time is the time until the fundamental wave of the transmitted ultrasonic wave travels to the deeper boundary of each focus region, and the harmonic generated at the boundary returns to the
図6(e)は、最深部の焦点F4に送波した場合であり、フォーカス領域E4の深い方の境界付近で発生した高調波を受信するまでの最大時間をtとしている。図6(d)は、焦点F3に送波した場合であり、各フォーカス領域は等間隔とすると、フォーカス領域E3の深い方の境界付近で発生した高調波を受信するまでの最大時間は3/4tである。 FIG. 6E shows a case where the wave is transmitted to the deepest focal point F4, where t is the maximum time until a harmonic generated near the deeper boundary of the focus region E4 is received. FIG. 6D shows a case where waves are transmitted to the focal point F3. When the focus areas are equally spaced, the maximum time required to receive harmonics generated near the deeper boundary of the focus area E3 is 3 /. 4t.
同様に、図6(c)は、焦点F2に送波した場合、図6(b)は、焦点F1に送波した場合であり、それぞれフォーカス領域E2の深い方の境界付近で発生した高調波を受信するまでの最大時間は2/4×t、フォーカス領域E1の深い方の境界付近で発生した高調波を受信するまでの最大時間は1/4×tである。 Similarly, FIG. 6C shows a case where the wave is transmitted to the focal point F2, and FIG. 6B shows a case where the wave is transmitted to the focal point F1, and the harmonics generated near the deeper boundary of the focus region E2. Is 2/4 × t, and the maximum time until a harmonic generated near the deeper boundary of the focus area E1 is 1/4 × t.
図7は送波タイミングを説明するタイムチャートである。図7の横軸は時間軸であり、送信処理部1で生成されるタイミングパルスを示している。周期t毎のタイミングパルスの立ち上がりで駆動信号が無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51uに送信され、超音波が送波される。Tは1画面を形成する期間である。
FIG. 7 is a time chart for explaining the transmission timing. The horizontal axis in FIG. 7 is a time axis and shows timing pulses generated by the
送信処理部1は、図7に示す送波タイミングで駆動信号を無機圧電素子50a〜50u、または有機圧電素子51a〜51uに印加する。
The
最初に、第1のモード時の送受信タイミングを説明する。 First, the transmission / reception timing in the first mode will be described.
制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uに接続するようにしてから、F1のタイミングパルスの立ち上がりで最も近い焦点F1に収束するように超音波を送波させる。図7にE1で示すフォーカス領域E1からの反射波を受信する期間、無機圧電素子50a〜50uが受信した信号を、受信処理部3に送波時と同じ遅延処理をさせる。同様に、F2、F3、F4のタイミングパルスの立ち上がりで焦点F2、F3、F4にそれぞれ収束するように超音波を送波させる。
The
このように、E1、E2、E3、E4の期間に無機圧電素子50a〜50uが受信した信号は、受信処理部3によって送波時と同じ遅延処理を経て加算され、高調波用帯域通過型フィルタ5を通って、高調波成分だけBモード処理部6に送られ画像を生成する。
As described above, the signals received by the inorganic
次に、第2のモード時の送受信タイミングを説明する。 Next, transmission / reception timing in the second mode will be described.
制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uに接続するようにしてから、F1のタイミングパルスの立ち上がりで最も近い焦点F1に収束するように超音波を送波させる。送波後約1μSの後、制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uが増幅器52a〜52uに接続するように切り替え、E1の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号を、受信処理部3に送波時と同じ遅延処理をさせる。
The
次に、制御部99は、スイッチ53a〜53uを切り替えて、信号線56a〜56uが無機圧電素子50a〜50uに接続するようにしてから、F2のタイミングパルスの立ち上がりで焦点F2に収束するように超音波を送波する。送波後約1μSの後、制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uを増幅器52a〜52uに接続するように切り替え、E2の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号を、受信処理部3に送波時と同じ遅延処理をさせる。同様に、F3、F4のタイミングパルスの立ち上がりで焦点F3、F4にそれぞれ収束するように無機圧電素子50a〜50uから超音波を送波させ、E3、E4の期間に、受信処理部3が増幅器52a〜52uの出力を処理するように制御する。
Next, the
このようにして、E1、E2、E3、E4の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号は、受信処理部3によって送波時と同じ遅延処理を経て加算され、高調波用帯域通過型フィルタ5を通って、高調波成分だけBモード処理部6に送られ画像を生成する。
In this way, the signals received by the organic
次に、第3のモード時の送受信タイミングを説明する。 Next, the transmission / reception timing in the third mode will be described.
制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uが有機圧電素子51a〜51uに接続するようにしてから、F1のタイミングパルスの立ち上がりで最も近い焦点F1に収束するように超音波を送波させる。送波後約1μSの後、制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uを増幅器52a〜52uに接続するように切り替え、E1の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号を、受信処理部3に送波時と同じ遅延処理をさせる。
The
次に、制御部99は、スイッチ53a〜53uを切り替えて、信号線56a〜56uが有機圧電素子51a〜51uに接続するようにしてから、F2のタイミングパルスの立ち上がりで焦点F2に収束するように超音波を送波する。送波後約1μSの後、制御部99は、スイッチ53a〜53uを、信号線56a〜56uを増幅器52a〜52uに接続するように切り替え、E2の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号を、受信処理部3に送波時と同じ遅延処理をさせる。同様に、F3、F4のタイミングパルスの立ち上がりで焦点F3、F4にそれぞれ収束するように有機圧電素子51a〜51uから超音波を送波させ、E3、E4の期間に、受信処理部3が増幅器52a〜52uの出力を処理するように制御する。
Next, the
このように、E1、E2、E3、E4の期間に有機圧電素子51a〜51uが受信した信号は、受信処理部3によって送波時と同じ遅延処理を経て加算され、高調波用帯域通過型フィルタ5を通って、高調波成分だけBモード処理部6に送られ画像を生成する。
As described above, the signals received by the organic
なお、本実施形態では、操作者が入力部13でモード切り替え操作したときに第1のモード、第2のモード、第3のモードが、切り替わる例を説明したが、例えば、1断面分を1回走査する毎に、または1回送受信する毎に自動的に切り替えるようにしてもよい。
In the present embodiment, an example in which the first mode, the second mode, and the third mode are switched when the operator performs a mode switching operation with the
例えば、最も浅いフォーカス領域E1は第3のモードで送受信を行い、フォーカス領域E2、E3、E4は第2のモードで送受信を行い、受信した信号を加算して画像を生成しても良い。このようにすると、浅い領域は浅い領域で高分解能が得られる第3のモードで送受信し、深い領域は深い領域で高分解能が得られる第2のモードで送受信するので浅部から深部まで鮮明な断層像が得られる。 For example, the shallowest focus area E1 may perform transmission / reception in the third mode, the focus areas E2, E3, and E4 may perform transmission / reception in the second mode, and the received signals may be added to generate an image. In this way, the shallow region transmits and receives in the third mode in which the high resolution is obtained in the shallow region, and the deep region transmits and receives in the second mode in which the high resolution is obtained in the deep region. A tomographic image is obtained.
以上このように、本発明によれば、所望の部位の映像化に最適な圧電素子を選択可能に構成され、操作性が良く信頼性の高い超音波探触子、及び該超音波探触子を有する超音波診断装置を提供することができる。 As described above, according to the present invention, an ultrasonic probe that is configured to be able to select a piezoelectric element that is optimal for imaging a desired part, has high operability and high reliability, and the ultrasonic probe. It is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus having
1 送信処理部
2 超音波探触子
3 受信処理部
4 基本波用帯域通過型フィルタ
5 高調波用帯域通過型フィルタ
6 Bモード処理部
9 デジタルスキャンコンバータ
10 表示部
13 入力部
14 超音波診断装置本体
15 ケーブル
50 無機圧電素子アレイ
50a〜50u 無機圧電素子
51 有機圧電素子アレイ
51a〜51u 有機圧電素子
52 増幅器
53 切替手段
53a〜53u スイッチ
56 信号線
57 切替制御信号線
69 第1電極
70 第2電極
74 第3電極
75 第4電極
96 記憶部
98 CPU
99 制御部
100 超音波診断装置
DESCRIPTION OF
99
Claims (5)
無機材料から成る複数の無機圧電素子と、
有機材料から成る複数の有機圧電素子と、
前記超音波を受信したそれぞれの前記有機圧電素子が発生する受信信号を増幅する複数の増幅器と、
超音波診断装置本体と接続するための複数の信号線への接続部をそれぞれ備えた切替手段を有し、
前記切替手段は、
前記無機圧電素子と前記接続部との間を直接接続する接続形態と、前記有機圧電素子と前記接続部との間を直接接続する接続形態と、前記有機圧電素子と前記接続部との間を前記増幅器を介して接続する接続形態と、を切り替えて接続する機能を有することを特徴とする超音波探触子。 An ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves,
A plurality of inorganic piezoelectric elements made of an inorganic material;
A plurality of organic piezoelectric elements made of organic materials;
A plurality of amplifiers for amplifying reception signals generated by the respective organic piezoelectric elements that have received the ultrasonic waves;
It has switching means each provided with a connection part to a plurality of signal lines for connecting to the ultrasonic diagnostic apparatus body,
The switching means is
A connection configuration in which the inorganic piezoelectric element and the connection portion are directly connected, a connection configuration in which the organic piezoelectric element and the connection portion are directly connected, and a connection between the organic piezoelectric element and the connection portion. An ultrasonic probe having a function of switching and connecting a connection form connected via the amplifier.
フッ化ビニリデンの重合体、またはフッ化ビニリデン系コポリマを材料として成膜されていることを特徴とする請求項1または2に記載の超音波探触子。 The organic piezoelectric element is
3. The ultrasonic probe according to claim 1, wherein the ultrasonic probe is formed by using a vinylidene fluoride polymer or a vinylidene fluoride copolymer as a material.
請求項1から3の何れか1項に記載の超音波探触子と、
前記信号線を介して前記無機圧電素子または前記有機圧電素子を駆動する駆動信号を送信する送信手段と、
前記信号線を介して前記受信信号を受信する受信手段と、
前記切替手段の接続形態を切り換える切替制御信号を送信し、前記切替手段を制御する制御手段と、
を有し、
前記制御手段は、
設定に応じて前記切替制御信号を送信し、前記切替手段の接続を切り替えることを特徴とする超音波診断装置。 In an ultrasonic diagnostic apparatus configured to transmit an ultrasonic wave inside a subject, receive a reflected wave, and visualize the inside of the subject,
The ultrasonic probe according to any one of claims 1 to 3,
Transmitting means for transmitting a drive signal for driving the inorganic piezoelectric element or the organic piezoelectric element via the signal line;
Receiving means for receiving the received signal via the signal line;
A control means for transmitting a switching control signal for switching a connection form of the switching means, and for controlling the switching means;
Have
The control means includes
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the switching control signal is transmitted according to a setting to switch the connection of the switching means.
前記無機圧電素子に駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波し、前記無機圧電素子が受信した該被検体から反射した反射波に含まれる前記駆動信号の基本周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第1のモードと、
前記無機圧電素子に駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波した後、前記切替手段を切り替えて、前記有機圧電素子が受信し前記増幅器が増幅した該被検体から反射した反射波に含まれる前記基本周波数以外の非基本周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第2のモードと、
前記有機圧電素子に前記基本周波数より高い周波数の駆動信号を印加して超音波を被検体の内部に向けて送波し、前記有機圧電素子が受信し前記増幅器が増幅した該被検体から反射した反射波に含まれる前記高い周波数の成分を主体として前記被検体の内部を映像化するように制御する第3のモードと、
を設定可能に構成されていることを特徴とする請求項4に記載の超音波診断装置。 The control means includes
Applying a drive signal to the inorganic piezoelectric element and transmitting an ultrasonic wave toward the inside of the subject, the fundamental frequency of the drive signal included in the reflected wave reflected from the subject received by the inorganic piezoelectric element A first mode for controlling the inside of the subject to be imaged mainly with components;
After applying a drive signal to the inorganic piezoelectric element and transmitting an ultrasonic wave toward the inside of the subject, the switching means is switched, and the organic piezoelectric element receives and reflects from the subject amplified by the amplifier. A second mode for controlling the inside of the subject to be imaged mainly with a non-basic frequency component other than the fundamental frequency included in the reflected wave;
A drive signal having a frequency higher than the fundamental frequency is applied to the organic piezoelectric element to transmit an ultrasonic wave toward the inside of the subject, and the organic piezoelectric element receives and reflects from the subject amplified by the amplifier. A third mode for controlling to image the inside of the subject mainly using the high frequency component included in the reflected wave;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 4, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is configured to be settable.
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Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60113599A (en) * | 1983-11-24 | 1985-06-20 | Nec Corp | Ultrasonic wave probe |
JPS63177839A (en) * | 1987-01-19 | 1988-07-22 | 横河メディカルシステム株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
JPH03133300A (en) * | 1989-10-19 | 1991-06-06 | Fuji Electric Co Ltd | Composite piezoelectric ultrasonic wave probe |
JPH11155863A (en) * | 1997-11-27 | 1999-06-15 | Toin Gakuen | Ultrasonic probe |
-
2009
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Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60113599A (en) * | 1983-11-24 | 1985-06-20 | Nec Corp | Ultrasonic wave probe |
JPS63177839A (en) * | 1987-01-19 | 1988-07-22 | 横河メディカルシステム株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
JPH03133300A (en) * | 1989-10-19 | 1991-06-06 | Fuji Electric Co Ltd | Composite piezoelectric ultrasonic wave probe |
JPH11155863A (en) * | 1997-11-27 | 1999-06-15 | Toin Gakuen | Ultrasonic probe |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013090650A (en) * | 2011-10-24 | 2013-05-16 | Fujifilm Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image generation method |
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