JP4192598B2

JP4192598B2 - Ultrasonic diagnostic equipment

Info

Publication number: JP4192598B2
Application number: JP2002381559A
Authority: JP
Inventors: 勝徳浅房; 浩神田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2002-12-27
Filing date: 2002-12-27
Publication date: 2008-12-10
Anticipated expiration: 2022-12-27
Also published as: JP2004208918A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波診断装置に係り、特に被検体から発する超音波信号の高調波成分を画像化するのに好適な超音波探触子を備えた超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波診断装置は、例えば生体等の被検体内に超音波を送信し、その反射エコー信号などの被検体から発する超音波の受信信号に基づいて、被検体内の組織や血流を画像化したり、血流速度等の診断に有用な情報を得るものである。
【０００３】
ところで、被検体が生体である場合には、基本周波数ｆ_０の超音波送信信号を送信しても、媒体起因の非線型ひずみが生じ、得られる受信信号には例えば２ｆ_０以上の高調波成分が含まれる。この高調波成分を抽出して画像化することにより画質のよい超音波診断画像を得ることが提案されている。
【０００４】
すなわち、複数の振動子から波面を整相した超音波送受信を行ない、超音波ビームが収束した部位からのみ高調波が発生し、超音波ビームが散乱した部位からは高調波が発生しない。したがって、高調波を用いることにより、空間分解能に優れた画像を得ることができる。具体的には、探触子によって受信した受信信号に帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）により処理して高調波成分を抽出することが提案されている（例えば、特許文献１を参照。）。このような撮像法は、一般にハーモニック・エコー・イメージングと称されている。
【０００５】
また、超音波診断装置の使用に際し、造影剤（コントラスト剤）を利用することが提案されている。このような造影剤は通常微細な気泡を液体に混入したものである。気泡は超音波送信信号を受けると、振動したり、破壊することによって超音波を発生する。このような気泡起因の超音波を受信信号として受信することによって、超音波診断装置の診断画像の解像度またはシャープさを向上することができる。このような造影剤由来の受信信号には、広い帯域の高調波が含まれているので、この高調波成分を抽出して強調し、基本波と再合成して画像化することが提案されている。
【０００６】
また、超音波探触子の受信感度の向上を目的として、複数の圧電素子を層状に積層することが提案されている(例えば、特許文献２を参照。)。
【０００７】
【特許文献１】
特開２００２−１１００４号公報(段落番号０００３等)
【特許文献２】
特開昭６０−１３８４５７号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来の超音波振動子の受信に係る周波数帯域は、一般に狭く、例えば２次ないし３次高調波を帯域に含む程度であるから、高次の高調波を感度よく受信することができない。また、一般に、受信信号に含まれる高調波成分は基本波成分に比べて信号強度が小さいから、十分な空間解像度が得られない場合がある。
【０００９】
しかも、被検体の深度に応じて生体の非線形歪が大きくなり、また減衰により信号強度が小さくなるから、深度が深い部位の基本波成分の感度が低下する場合がある。
【００１０】
本発明は、上述した問題点に鑑み、被検体から発する超音波信号の高調波成分を画像化するのに好適な超音波探触子及び受信処理手段を備えた超音波診断装置を提供することを課題とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明の超音波探触子は、駆動超音波の基本波に対応した周波数特性を有する基本波用振動子と、前記基本波の高調波に対応した周波数特性を有する少なくとも１つの高調波用振動子と、前記基本波用振動子に接続され超音波の送信信号と該送信信号に対応する受信信号とを外部に入出力する信号線と、前記高調波用振動子に接続され前記送信信号に対応する受信信号を外部に出力する信号線とを備えてなることを特徴とする。この場合において、高調波用振動子は、基本波用振動子の超音波射出側に積層して配設することが好ましい。
【００１２】
このように構成することにより、振動子の周波数特性を受信したい高調波に合せた少なくとも１つの高調波用振動子を基本波用振動子に並列に配設して、または積層して超音波探触子を形成することにより、被検体から発生する所望の高調波成分を感度良く検出することができる。
【００１３】
この場合において、高調波用振動子を複数積層して配設する場合は、積層された各高調波用振動子の周波数特性を、基本波用振動子から離れるにつれて中心周波数を高く設定することが好ましい。これにより、広い範囲の高調波成分を感度良く検出することができる。また、複数の高調波用振動子を積層することにより、被検体の生体に対する音響インピーダンスの整合を図ることができる。具体的には、例えば、基本波用振動子の超音波射出側に２つの高調波用振動子を積層して設け、この２つの高調波用振動子の周波数特性は、基本波用振動子側から順に中心周波数が基本波周波数ｆ_０に対して３ｆ_０、６ｆ_０に設定することができる。
【００１４】
また、本発明の超音波診断装置は、超音波探触子と、該超音波探触子を駆動する超音波の送信信号を出力する送信手段と、前記超音波探触子により受信される超音波の受信信号を処理する受信処理手段と、該受信処理手段により処理された前記受信信号に基づいて画像を再構成する画像処理手段と、該再構成された画像を表示する表示手段とを備えてなり、前記超音波探触子は、前記送信信号の基本波に対応した周波数特性を有する基本波用振動子と、該基本波用振動子の超音波射出側に積層して配設され前記基本波の高調波に対応した周波数特性を有する少なくとも一つの高調波用振動子とを有し、前記送信手段は、前記基本波用振動子を駆動するものであり、前記受信処理手段は、前記基本波用振動子により受信される受信信号と、前記高調波用振動子により受信される受信信号とを個別に処理するものであり、前記画像処理手段は、前記受信処理手段から出力される前記基本波用振動子の受信信号と前記高調波用振動子の受信信号とに基づいて画像を再構成することを特徴とする。
【００１５】
すなわち、基本波用振動子により受信される受信信号と、高調波用振動子により受信される受信信号とを個別に処理することにより、基本波成分と高調波成分のゲインを個別に調整することができる。その結果、計測深度や計測目的に応じて各成分を適切な信号強度に調整することができ、これらを加算合成することによって、所望の空間解像度及び広い範囲の深度にわたって感度を向上させた画像を得ることができる。例えば、基本波成分に比べて信号強度が小さい高調波成分のゲインを高くして、十分な空間解像度を得ることができる。また、被検体の深度に応じて生体の非線形歪が大きくなり、また減衰により信号強度が小さくなるから、深度が深い部位の基本波成分の感度が低下する傾向があるが、このような場合は、基本波成分を深度に応じてゲイン調整することにより、感度を改善することができる。ここで、本発明に係る高調波成分とは、例えば、生体の非線型歪みに起因するもの、造影剤の非線型歪みに起因するもの、および造影剤の破壊に起因するものを含む。
【００１６】
上記の受信処理手段は、基本波用振動子により受信される受信信号の基本波成分を抽出する帯域通過フィルタと、高調波用振動子により受信される受信信号の高調波成分を抽出する少なくとも一つの帯域通過フィルタと、各帯域通過フィルタにより抽出された基本波成分と高調波成分とを加算する加算手段とを備えて構成することができる。この場合、画像処理手段は、加算手段の出力に基づいて画像を再構成する。
【００１７】
また、受信処理手段は、各帯域フィルタから出力される基本波成分と高調波成分との信号強度をそれぞれ補正するゲイン補正手段と、このゲイン補正手段の補正ゲインをそれぞれ別個に調整するゲイン調整手段とを有して構成することができる。これにより、基本波成分あるいは所望の次数の高調波成分の信号強度を独立に調整することができる。この場合、ゲイン調整手段は、受信信号の時間軸の位置に応じて基本波成分と高調波成分の補正ゲインを調整することができる。つまり、受信信号の受信タイミングに応じて補正ゲインを調整することにより、深度に応じて受信信号の感度を補正し、画質を向上させることができる。例えば、深度に応じて基本波用振動子と高調波用振動子がそれぞれ出力する受信信号のゲインを予め定めた比率に基づいて変化させることができる。これによれば、被検体の浅い部位を診断するときには、強調した高調波成分を基本波成分と合成して高画質を得るいわゆるハーモニック・イメージングを行い、深い部位を診断するときには、主に基本波成分に基づいて画像を構成し感度を確保することが可能になる。
【００１８】
また、基本波用振動子と高調波用振動子とに対応させて口径切り換え手段を設け、所望の画質に応じて口径を切り換えることができる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を適用してなる超音波診断装置の第１の実施形態について説明する。図１は、本実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。図１に示すように、探触子１は、図示しない被検体に超音波を送波するとともに、被検体から発する反射エコー等の超音波を受信する機能を有している。この探触子１には、送信手段３から送受分離部５と口径切換スイッチ４５を介して超音波の送信信号が供給される。送信手段３は、メモリ、ディジタルアナログ変換器、フィルタ、送波アンプを有して構成されている。送受分離部５は、同一の信号線を介して、送信手段３から出力される送信信号を探触子１に送る一方、探触子１から出力される受信信号を受信手段に送る分離機能を有している。この送受分離部５は、ダイオード、ＦＥＴ等のトランジスタにより構成されている。
【００２０】
探触子１は、複数チャネルの振動子アレイを有して構成されている。そして、個々のチャネルの振動子は、層状に順次積み重ねられている。つまり、圧電素子からなる振動子アレイを３層貼り合わせた積層振動子となっていることを特徴とする。３層の振動子アレイは、図１に示すように、被検体と離れた側から順次配置された送受信用のＰＺＴ(ジルコン酸チタン酸鉛。なお、「ＰＺＴ」は、株式会社東芝の登録商標である。)素子７と、第１の受信専用素子であるＰＶＤＦ(ポリフッ化ビニリデン)素子９と、第２の受信専用素子であるＰＶＤＦ素子１１とからなる。ここで、これら各素子の周波数特性について図２を参照して説明する。図２は、本実施形態の探触子１を構成するＰＺＴ素子７、ＰＶＤＦ素子９およびＰＶＤＦ素子１１の周波数帯域を示すグラフである。グラフの横軸は周波数を示し、縦軸は信号強度（音圧）を表わしている。図２に示すように、ＰＺＴ素子７の公称周波数をＦ_０とする。比帯域は公称周波数Ｆ_０を中心として例えば約0.8であり、比較的帯域が狭い。また、ＰＺＴ素子７は、大強度音圧の送受信が可能なように特性付けられている。また、ＰＶＤＦ素子９は、例えば２Ｆ_０ないし４Ｆ_０の帯域において感度が高くなるように特性付けされており、比較的広帯域である。また、ＰＶＤＦ素子１１は、例えば、４Ｆ_０ないし７Ｆ_０の帯域において感度が高くなるように特性付けされており、比較的広帯域である。つまり、ＰＺＴ素子７からなる振動子アレイが基本波用振動子に対応し、ＰＶＤＦ素子９およびＰＶＤＦ素子１１からなる振動子アレイが高調波用振動子に対応する。なお、ＰＶＤＦ素子９とＰＶＤＦ素子１１とのこのような音響特性の違いは、例えば素子の厚みを異ならせることによって実現できる。
【００２１】
図３は、上述した積層振動子を有する探触子１の詳細な構成を示す模式図である。図３に示すように、ＰＺＴ素子７の被検体側の面にはアース電極１３が接合されている。一方、ＰＺＴ素子７の、被検体と反対の側(以下、「背面側」と称して説明する。)の面には、送受信用の電極１５が接合されている。そして、電極１５のさらに背面側には、バッキング材１７が貼りつけられている。ＰＶＤＦ素子９の被検体側の面には、受信用の電極１９が接合されている。一方、ＰＶＤＦ素子９の背面側の面には、アース電極２１が接合されている。そして、アース電極１９は、ＰＺＴ素子７に接合されたアース電極１３と、導電性の接合層２３を介して接合されている。ＰＶＤＦ素子１１の被検体側の面には受信用の電極２５が接合されている。一方、ＰＶＤＦ素子１１の背面側の面にはアース電極２７が接合されている。そして、アース電極２７は、ＰＶＤＦ素子９に接合された電極１９と、プリプレグからなる絶縁性の接合層２９を介して接合されている。
【００２２】
ＰＺＴ素子７の電極には送受信用の配線３１が接続されている。また、ＰＶＤＦ素子９およびＰＶＤＦ素子１１の受信用の電極１９および電極２５には、それぞれ受信用の配線３３および配線３５が接続されている。一方、アース電極１３、２１および２７にもそれぞれアース配線３７が接続されている。上述した各配線は、フレキシブル基板３９上に形成され、パッド４１を介して各電極と接合されている。また、フレキシブル基板３９上において、各配線間は、ポリミドからなる絶縁材４３によって相互に絶縁されている。
【００２３】
図１に示すように、送受信用の配線３１は、第１の口径切換スイッチ４５に接続され、口径選択スイッチ４５は送受分離部５に接続されている。また、受信用の配線３３、３５は、それぞれ第２および第３の口径切換スイッチ４７および４９に接続されている。各口径切換スイッチは、それぞれＦＥＴ等のトランジスタを有してなるアナログスイッチを含んで構成されている。そして、送受分離回路５、口径切換スイッチ４７、４９はそれぞれ可変利得アンプを有してなる第１ないし第３の受信手段５１、５３および５５に接続されている。これら受信手段５１、５３および５５の各出力は整相加算部５７に入力される。整相加算部５７は、アンチエイリアシングフィルタ、アナログディジタル変換器、遅延手段、加算器、乗算器、メモリおよびカウンタなどを有してそれぞれ構成される３つの整相加算手段５９、６１および６３を有する。整相加算手段５９、６１および６３は、それぞれ受信手段５１、５３および５５の出力と接続されている。そして、整相加算手段５９、６１および６３の出力は、それぞれ信号処理部６５に入力される。
【００２４】
信号処理部６５は、フィルタおよびフィルタ用係数メモリ等を有する帯域通過フィルタ（ＢＰＦ）である複数の周波数帯域制御手段(ＢＰＦ)６７を有する。周波数帯域制御手段６７は、図示例では、第１ないし第７の７つが設けられる。そして、各ＢＰＦ６７の出力はそれぞれ対応して設けられた例えば７つの乗算手段６９に接続されている。そして、各乗算手段６９の出力信号を加算する加算手段７１が設けられている。加算手段７１の出力は、自乗和演算手段および平方根演算手段を含む包絡線検出手段７３に入力される。包絡線検出手段７３の出力信号は、信号処理部６５の出力信号として出力される。
【００２５】
このように構成される受信手段５１、５３、５５、整相加算部５７、信号処理部６５により受信処理手段が構成されている。受信処理手段の信号処理部６５の出力信号は、画像処理手段７５に入力される。画像処理手段７５は、ＣＰＵ、メモリ、ＦＰＧＡおよびＤＳＰなどを有して構成される。また、画像処理手段７５には、ＣＲＴディスプレイやキーライトを有する表示手段７７が接続されている。
【００２６】
そして、上述した各構成要素を統括的に制御する制御手段７９と、制御手段７９につながれた入力手段８１とが設けられている。制御手段７９は、ＣＰＵ、メモリおよびＨＤＤ等を有して構成されている。また、入力手段８１は、キーボード、トラックボール等のポインティングデバイス、タッチパネルおよびスイッチ、つまみ等を有して構成されている。
【００２７】
（実施例１）
次に、上述した超音波診断装置の動作の一実施例について説明する。はじめに、送信手段３は、制御手段７９からの制御信号に従い、周波数Ｆ_０の基本波からなる超音波パルスの送信信号を生成して出力する。送信信号は、送波フォーカス処理されて送受分離部５を介して口径切換スイッチ４５に入力される。口径切換スイッチ４５は、制御手段７９からの制御信号に従い、送信用に設定された口径に対応する複数の振動子のＰＺＴ素子７にそれぞれ送信信号を伝達する。なお、送信信号は、これらの送信用に選択された振動子の個数に対応する複数チャンネルの信号である。送信信号を印加された各チャンネルのＰＺＴ素子７は、それぞれ振動して超音波を発生し、これによって図示しない被検体内を各振動子からの超音波の波面が一致する方向に伝播する超音波ビームが形成される。図４に、ＰＺＴ素子７の周波数帯域と、ＰＺＴ素子７から送信する超音波送信信号の周波数帯域を示す。図４に示すように、送信信号は中心周波数がＦ_０となっている。
【００２８】
超音波ビームが被検体内を伝播するとき、例えば臓器の表面等、音響インピーダンスが変化する部分において超音波送信信号の一部は反射し、この反射エコー信号の一部が被検体内を伝播して再び探触子１に戻り、反射エコー信号として受信される。このとき、口径切換スイッチ４５、４７および４９は、それぞれ制御手段７９からの制御信号に従い、受信用に設定された口径に対応する振動子からの受信信号を受信手段５１、５３、５５に伝達する。具体的には、口径切換スイッチ４５が出力した受信信号は送受分離部５を介して受信手段５１に入力され、口径切換スイッチ４７および４９が受信した受信信号は、それぞれ受信手段５３および５５に入力される。ここで受信信号は、受信用口径に対応する複数の振動子と同数の複数チャンネルの信号である。
【００２９】
図５は、受信信号の周波数分布を示すグラフである。図５に示すように、例えばＦ_０、２Ｆ_０、・・７Ｆ_０にそれぞれピークを有する周波数帯域を有する分布がみられる。図示例では、７次までの高調波成分が含まれている。このような高調波成分は、生体を超音波の媒質としたときに生ずる非線型ひずみ、いわゆる生体歪みに起因するものである。図５に示すように、信号強度は基本波成分であるＦ_０近傍の成分が最も大きく、２Ｆ_０近傍、３Ｆ_０近傍と高次になるにつれて徐々に信号強度は小さくなっている。そして、ＰＺＴ素子７の周波数帯域は、主に例えばＦ_０近傍をカバーしており、ＰＺＴ素子７からなる基本波用振動子は、Ｆ_０近傍の帯域の受信信号を電気的な信号として出力する。また、ＰＶＤＦ素子９の周波数帯域は、主に例えばＦ_０ないし５Ｆ_０弱までをカバーしており、ＰＶＤＦ素子９からなる高調波用振動子は、例えば２Ｆ_０ないし４Ｆ_０近傍の帯域の受信信号を電気的な信号として出力する。また、ＰＶＤＦ素子１１の周波数帯域は、主に例えば４Ｆ_０弱ないし７Ｆ_０強までをカバーしており、ＰＶＤＦ素子１１からなる高調波用振動子は、例えば５Ｆ_０ないし７Ｆ_０近傍の受信信号を電気的な出力として出力する。
【００３０】
そして、受信手段５１、５３および５５は、それぞれＰＺＴ素子７、ＰＶＤＦ素子９および１１から出力される受信信号に対し、それぞれ独立に調整されるゲインにより増幅する。図６は、各受信手段によって増幅された受信信号の周波数帯域分布を示す図である。図に示すように、受信手段５１は、例えばＦ_０近傍の受信信号を増幅する。また、受信手段５３は、例えば２Ｆ_０近傍ないし４Ｆ_０近傍の受信信号を増幅する。また、受信手段５５は、例えば５Ｆ_０近傍ないし７Ｆ_０近傍の受信信号を増幅する。なお、実際には異なる層の素子によって同じ周波数帯域が受信されることもあり得る。例えば、ＰＶＤＦ素子９によって、基本波であるＦ_０近傍の受信信号が受信されることもあり得る。また、例えば４Ｆ_０近傍の周波数帯域の受信信号は、ＰＶＤＦ素子９、１１の両方によって受信されることもあり得る。しかし、ここでは説明の簡単のため、ＰＺＴ素子７は例えばＦ_０近傍、ＰＶＤＦ素子９は例えば２Ｆ_０ないし４Ｆ_０近傍、ＰＶＤＦ素子１１は例えば５Ｆ_０ないし７Ｆ_０近傍の受信信号をそれぞれ検出するものとし、同じ周波数帯域を複数の素子によって検出することは便宜上ないものしてこの影響は無視する。
【００３１】
図６に示したように、受信手段５３による増幅分は、受信手段５１による増幅分よりも大きい。そして、受信手段５５による増幅分は、受信手段５３による増幅分よりもさらに大きい。換言すれば、これら各受信手段がそれぞれ受信信号に与える増幅ゲインは、受信手段５５、受信手段５３、受信手段５１の順に大きく設定されている。その結果、図６に示すように、各受信手段後の受信信号の信号強度に着目してみると、周波数Ｆ_０、２Ｆ_０および５Ｆ_０近傍のピーク信号強度は略等しくなっている。そして、この信号強度は、後段の整相加算手段５９、６１および６３において、ディジタル信号の飽和が生じない範囲で極力大きくするようになっている。
【００３２】
受信手段５１、５３および５５から出力される受信信号は、それぞれ整相加算手段５９、６１および６３に入力される。ここで、複数チャネルの受信信号は、その反射源から各振動子までの伝播距離の違いによる各チャネル間の時相または位相のずれを揃える整相処理ないし受信フォーカス処理が施される。そして、整相処理を施された各チャネルの受信信号は相互に加算され、これによって受信ビーム信号が形成される。整相加算手段５９、６１および６３から出力される受信ビーム信号は信号処理部６５に入力される。
【００３３】
信号処理部６５に入力される受信ビーム信号には、それぞれ対応するＢＰＦ６７によって帯域通過フィルタ演算処理が施される。このＢＰＦ６７は、例えばＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７の７つの帯域通過フィルタを含んで構成されている。図７は、それぞれ１次ないし７次近傍の周波数帯域をそれぞれ帯域通過させ、抽出するＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７の周波数帯域特性を示すグラフである。
【００３４】
ＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７の出力信号は、それぞれ対応する乗算手段６９において制御手段７９からの指令に応じて増幅される。つまり、乗算手段６９はゲイン補正手段を構成するものであり、制御手段７９はゲイン調整手段の機能を備えている。図８は、各乗算手段６９からそれぞれ出力される受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。図８に示すように、各乗算手段６９は、それぞれ対応するＢＰＦの出力信号を異なった補正ゲインによって増幅している。つまり、乗算手段６９は、各周波数帯域毎に、例えば信号強度のピークが略等しくなるように補正ゲインを乗じている。各乗算手段６９から出力される各周波数帯域の受信信号は加算手段７１によって加算されて包絡線検出手段７３に入力される。包絡線検出手段７３の出力信号は、信号処理部６５の出力信号として画像処理手段７５に入力され、画像生成に供される。
【００３５】
また、本実施例においては、受信信号の受信タイミングに応じて、つまり受信信号の時間軸位置に応じて、各高調波に対する補正ゲインをそれぞれ変化させていることを特徴とする。図９は、各高調波に対する補正ゲインの時間的変化を示すグラフである。図９に示すように、時間がゼロ、すなわち送信信号の送信と略同時点においては、基本波Ｆ_０に対する補正ゲインがもっとも小さく、２Ｆ_０、３Ｆ_０、・・７Ｆ_０と高調波になるにつれて順に大きくなっている。そして、Ｆ_０に対する補正ゲインは、時間の経過につれて暫時増加し、やがて各高調波に対する補正ゲインよりも大きくなる。一方、高調波に対する各補正ゲインは、最初増加し、ピークを迎えた後に暫時減少し、最終的にはゼロとなる。そして、このピークを迎えるタイミングおよびゼロとなるタイミングは、いずれも高次になるにつれて速くなっている。このような受信信号の受信タイミングに応じた補正ゲインの制御は、タイム・ゲイン・コントロールと称されることもある。また、受信タイミングは被検体内の深度と相関を有するので、デプス・ゲイン・コントロールと称することもある。
【００３６】
そして、本実施形態においては、図９に示す基本波および各次数の高調波成分に対する補正ゲインを、ユーザが可変設定できることを特徴とする。図１０は、入力手段８１に設けられ、基本波成分のみを用いる診断モードと、上述した高調波成分を利用する診断モードとを切換える押しボタンスイッチを示す図である。図１０に示すように、押しボタンには「Ｈａｒｍｏｎｉｃ（ハーモニック）」と表示され、これを繰り返しユーザが押すことで基本波成分のみの診断モードと高調波成分を利用した診断モードとが切換わるように構成されている。また、押しボタンの表示色または輝度は選択された診断モードに応じて変化するようになっている。
【００３７】
図１１は、入力手段８１に設けられる押しボタンスイッチであって、基本波および高調波を利用した診断モードにおいて、ユーザが画像のシャープさを優先するか、あるいは感度を優先するかを選択するものを示す図である。図１１に示すように、このボタンには、「Ｓｈａｒｐｎｅｓｓ（シャープネス）／Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ(センシティビティ)」と表示されている。そして、これを繰り返し押すことによってシャープネス優先モードと感度優先モードとを切りかえることができる。ここでも、押しボタンの表示色または輝度は、選択されたモードに応じて変化するようになっている。シャープネス優先モードと感度優先モードとを比較すると、シャープネス優先モードのほうが高調波に対する補正ゲインが大きく、高調波が強調されるものとなっている。また、２Ｆ_０ないし７Ｆ_０の高調波どうしの補正ゲインについても、比較的高調波になるほど感度優先モードより大きく設定される。
【００３８】
また、図１２は、入力手段８１に備えられる入力インターフェイス機器の一例であって、上述したシャープネス優先モードと感度優先モードとの間を連続的に可変設定できるスライドボリュームを有するスライド式スイッチを示す図である。さらに、図１３も同様の機能を有するスイッチの一例であって、ロータリーエンコーダに接続された回転式のつまみを有するものの図である。
【００３９】
図１４は、入力手段８１に備えられ、基本波成分と高調波成分とにそれぞれ対応する補正ゲインの時間的変化の特性を入力しうる入力装置であるデプス・ゲイン・コントロール(ＤＧＣ)スイッチを示す。このＤＣＧスイッチにおいては、時間軸の変化に対応する複数の、例えば８つのスライドボリューム式スイッチが高調波(ハーモニック)、基本波(ファンダメンタル)のそれぞれについて配列されている。例えば上下方向にスイッチが並べられている場合、例えば上方のスイッチから順に、受信信号の早い受信タイミングに対応する補正ゲインの増減を設定するために設けられる。高調波と基本波のそれぞれのスライドボリュームは、同じタイミングに対応するものが隣接して配列されている。なお、図１４においては、高調波用のスイッチは全ての次数の高調波成分に対して共通となっているが、各次数毎にこのようなスイッチを設けてもよい。
【００４０】
また、図１０ないし図１４において図示し、説明したようなスイッチを入力手段８１に設けることに代えて、これらに相当する例えばアイコン等のグラフィックキャラクターを表示手段７７の画面上に表示し、このアイコン等をトラックボール等のポインティングデバイスを用いて操作したり、あるいは表示装置７７自体をタッチパネルとして構成し、画面に触れることによって操作するようにしてもよい。図１５はこのようなグラフィカル・ユーザ・インターフェイス(ＧＵＩ)を備えた表示装置７７の画面表示７８の一例を示す図である。
【００４１】
以上のように、本実施例によれば、高調波成分の受信に適合させたＰＶＤＦ素子によって、受信信号の高調波成分を感度良く検出すると共に、抽出することができる。そして、ＰＶＤＦ素子の出力振動を、基本波の送受信に適合させたＰＺＴ素子の出力信号から独立してゲインを調節しているから、高調波成分を基本波成分に対して適切な信号強度とすることができる。そして、これらの高調波成分を基本波成分と合成しているから、画質を向上することができる。
【００４２】
また、ＢＰＦを用いて高調波成分から複数の周波数帯域を抽出し、抽出された周波数帯域毎に信号強度を補正することによって、高調波成分の信号強度をその次数毎に調節することができる。これによって、高画質を得るために適切な各次数の高調波成分の強度比を実現できる効果がある。
【００４３】
また、受信信号の受信タイミングに応じて基本波成分および各高調波成分のゲイン比を変化させているから、被検体の浅い部位を診断するときには強調された高調波を基本波と合成して高画質を得ることができかつ深い部位を診断するときには主に基本波成分を用いて画像を構成することによって感度を確保することができる。
【００４４】
さらに、上述した実施例では、基本波を診断に利用しているが、２次以上の高調波成分のみを用いて診断を行うようにしてもよい。これによれば、高深度からの受信信号の取得は難しくなるが、分解能を向上できる効果がある。具体的には、口径切換スイッチ４５を受信信号に対して常時切断することによって実現できる。図１６は、このようにして得られた受信手段の入り側における受信信号の周波数帯域特性を示すグラフである。
【００４５】
(実施例２)
次に、本実施形態の超音波診断装置の動作の他の実施例について説明する。上述した実施例１と同じ部分については説明を省略し、主に相違点について説明する。本実施例は、例えば生体等の被検体内に、造影剤を注入して診断する場合に関するものである。造影剤はコントラスト剤と称される場合もあり、溶液中に微細な気泡を混入したものである。このような造影剤は、例えば被検体の血管等から注入される。造影剤の気泡は、超音波ビームの照射を受けると、振動したり、破裂することによって高調波成分を含む比較的広帯域の超音波を発生する。
【００４６】
図１７は、上述した実施例１と同様にして被検体内に超音波ビームを送信し、これに対して得られる受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。図１７に示すように、受信信号には、造影剤やその他の生体内組織等からの反射波である基本波と、造影剤の非線型歪みに起因する高調波成分とが含まれている。この場合、高調波成分は例えば２Ｆ_０、３Ｆ_０、４Ｆ_０、５Ｆ_０、６Ｆ_０および７Ｆ_０の近傍にぞれぞれピークを有して存在し、各ピークの信号強度を比較すると、２Ｆ_０から７Ｆ_０にかけて暫時低減している。
【００４７】
そこで、上述した実施例１と同様に、本実施形態の受信手段５１、５３および５５は、それぞれＦ_０近傍、２Ｆ_０ないし４Ｆ_０近傍、および５Ｆ_０ないし７Ｆ_０近傍の周波数帯域に対して異なった増幅ゲインで増幅を行う。図１８は、上述した実施例１と同様の方法により、受信手段５１、５３および５５によってそれぞれ増幅された受信信号の周波数帯域の分布を示すグラフである。図１８に示すように、各受信手段は入力された受信信号に対して異なった増幅ゲインを与える。例えば基本波Ｆ_０近傍の成分を増幅する受信手段５１は、基本波Ｆ_０近傍のピーク信号強度がディジタル信号を飽和させない程度まで増幅する。また、例えば２Ｆ_０、３Ｆ_０および４Ｆ_０近傍の成分を増幅する受信手段５３は、例えば２Ｆ_０近傍のピーク信号強度がディジタル信号を飽和させない程度まで増幅する。そして、例えば５Ｆ_０、６Ｆ_０および７Ｆ_０近傍の成分を増幅する受信手段５５は、例えば５Ｆ_０近傍のピーク信号強度がディジタル信号を飽和させない程度まで増幅する。
【００４８】
次いで、ＢＰＦ部６７のＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７は、それぞれＦ_０近傍ないし７Ｆ_０近傍の周波数帯域を通過させ、受信信号を各周波数帯域毎に分離抽出する。図１９は、ＢＰＦ６７において周波数帯域毎に分離抽出された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。ＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７のそれぞれの出力信号は、制御手段７９からの指示に応じてそれぞれ対応する乗算手段６９において補正ゲインが乗算され、信号強度が調整される。図２０は、各乗算手段６９から出力される受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。図２０に示すように、各乗算手段６９は、それぞれ対応するＢＰＦの出力信号を異なった補正ゲインによって増幅される。換言すれば、各周波数帯域毎に、例えば信号強度のピークが略等しくなるように補正している。そして、これらの各周波数帯域の受信信号は、上述した実施例１と同様に加算手段７１、包絡線検出手段７３を介して画像処理手段７５に送られる。
【００４９】
なお、本実施例においても、実施例１において図９を参照して説明したものと同様ないわゆるタイム・ゲイン・コントロールまたはデプス・ゲイン・コントロールが行われる。また、図１０ないし図１５を参照して説明したような、シャープネス優先モードと感度優先モードとの切換手段が設けられることも同様である。さらに、本実施形態においても、口径切換スイッチ４５を受信時に切断することによって、基本波成分を受信信号から除去し、高調波成分のみを画像化することが可能である。図２１は、この場合における基本波成分を除去された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【００５０】
以上のように、本実施例によれば、実施例１における生体の非線型歪みを利用したハーモニックイメージングと同様の手法により、造影剤の非線型歪みを利用したハーモニックイメージングを行うことができる。
【００５１】
(実施例３)
次に、本実施形態の超音波診断装置の動作のさらに他の実施例について説明する。本実施例は、実施例２と同様に被検体内に造影剤を注入して診断を行なう場合に関するものである。本実施例は、ＢＰＦ６７を用いて、基本波成分および生体歪みにより生じた高調波成分を除去することによって造影剤破壊由来の高調波成分のみを抽出して画像生成等の用に供することを特徴とする。
【００５２】
図２２は、生体から反射した基本波成分、生体歪みに起因する高調波成分および造影剤破壊由来の広周波数帯域成分とを含んでなる受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。図２２に示すように、基本波成分はＦ_０近傍にピークを有し、送信信号と略同様の周波数帯域分布を示す。また、生体歪みにより生じた高調波成分は、例えば２Ｆ_０、３Ｆ_０および４Ｆ_０近傍にそれぞれピークを有し、各帯域間には信号強度が略ゼロとなる帯域が存在する。換言すれば、帯域は分離している。なお、例えば５Ｆ_０以上の広調波成分については、信号強度が無視し得る程度に小さいことから、無視している。そして、造影剤破壊により発生した広調波帯域は、例えばＦ_０以下から７Ｆ_０以上といった広い範囲にわたって分布し、例えばＦ_０近傍から７Ｆ_０近傍にかけてなだらかなピークを示す。
【００５３】
図２３は、ＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７の通過周波数帯域の設定を示すグラフである。図２３に示すように、ＢＰＦ_１の通過周波数帯域は、Ｆ_０と２Ｆ_０との間で、基本波成分が十分小さくなる周波数を下限とし、一方、２Ｆ_０近傍の成分もまた十分に小さい周波数を上限とする。また、ＢＰＦ_２の通過周波数帯域は、２Ｆ_０と３Ｆ_０との間で、２Ｆ_０近傍と３Ｆ_０近傍の生体歪みに起因する高調波成分がいずれも十分小さくなる範囲に設定される。また、ＢＰＦ_３の通過周波数帯域は、３Ｆ_０と４Ｆ_０との間で、３Ｆ_０近傍と４Ｆ_０近傍の生体歪みに起因する広調波成分がいずれも十分小さくなる範囲に設定される。そして、ＢＰＦ_４ないしＢＰＦ_７は、それぞれ通過周波数帯域をオーバーラップさせて設定され、これらのフィルタによって４Ｆ_０を超えて４Ｆ_０近傍の生体歪み起因成分が十分低減される周波数から、７Ｆ_０超までの広帯域を通過させるようにしている。
【００５４】
ＢＰＦ_１ないしＢＰＦ_７が出力する受信信号は、乗算手段６９の対応する乗算器によってそれぞれ異なった補正ゲインを与えられて信号強度が補正される。図２４は、乗算手段６９が出力する受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。図２３に示すように、各乗算器による信号強度の補正ゲインは、各乗算器がそれぞれ出力する信号強度がディジタル信号を飽和させない程度に設定される。そして、各乗算器の出力は加算手段７１によって加算され、後段の画像生成処理等に供される。
【００５５】
以上のように、本実施例によれば、帯域通過フィルタを用いて基本波成分および生体の非線型歪みに起因する高調波成分を除去した受信信号を用いて画像を構成しているから、造影剤由来の高調波のみを画像化することができる。
【００５６】
次に、本発明を適用してなる超音波診断装置の他の実施形態について説明する。図２５は、本実施形態の超音波診断装置の構成を示すブロック図である。上述した実施形態１と同様の部分については同じ符号を付し、説明を省略する。図２５に示すように、本実施形態の超音波診断装置は、整相加算部５７は独立しては設けられず、整相加算は信号処理部６５’に内蔵された整相加算手段８３によって行われる。すなわち、受信手段５１、５３および５５の出力信号はぞれぞれ信号処理部６５’に入力された後、加算器８５によってそれぞれ加算される。そして、加算器８５の出力信号が整相処理手段８３に入力され、ここで整相加算処理が施される。そして、ＢＰＦ_１ないしＢＦＰ_７には、整相加算手段８３の出力信号が供給される。
【００５７】
また、信号処理部６５’には、受信手段５３、５５それぞれの出力信号に対し、加算器８５に入力される前に時間遅延を与える遅延手段８７および８９が設けられる。ここでの時間遅延量は、振動子の素子を積層したことによる各層への受信信号の入力タイミングのずれを考慮してそれぞれ定められる。
【００５８】
このような第２の実施形態においても、上述した第１の実施形態と同様の効果を奏することができる。また、遅延手段を追加することが必要となるものの、整相加算手段の構成を簡単化できる効果がある。
【００５９】
なお、上述した各実施形態においては、基本波成分の送受信に適合させたＰＺＴ素子と、高調波成分の受信に適合させたＰＶＤＦ素子とを積層してなる構成としたが、これらの素子が被検体に対する面上に並列して配列される構成としてもよい。
【００６０】
【発明の効果】
本発明によれば、被検体から発する超音波信号の高調波成分を画像化するのに好適な超音波探触子を備えた超音波診断装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用してなる超音波診断装置の一実施例の構成を示すブロック図である。
【図２】図１の超音波診断装置の探触子が有する各素子の周波数帯域特性を示すグラフである。
【図３】図１の診断装置の積層振動子の詳細な構成を示す模式図である。
【図４】図１の超音波診断装置の送信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図５】図１の超音波診断装置の受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図６】図１の超音波診断装置の各受信手段によって増幅された受信信号の周波数帯域分布を示す図である。
【図７】図１の超音波診断装置の受信手段によって増幅された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図８】図１の超音波診断装置の各乗算手段からそれぞれ出力される受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図９】図１の超音波診断装置における各高調波に対する利得制御値の時間的変化を示すグラフである。
【図１０】図１の超音波診断装置の入力手段が備える押しボタンスイッチを示す図である。
【図１１】図１の超音波診断装置の入力手段が備える押しボタンスイッチを示す図である。
【図１２】図１の超音波診断装置の入力手段が備えるスライド式スイッチを示す図である。
【図１３】図１の超音波診断装置の入力手段が備えるつまみ式スイッチを示す図である。
【図１４】図１の超音波診断装置の入力手段が備えるスライド式スイッチを示す図である。
【図１５】図１の超音波診断装置における画像表示の一例を示す図である。
【図１６】図１の超音波診断装置における基本波成分を除去した受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図１７】図１の超音波診断装置における受信信号の周波数帯域分布を示すグラフであって、被検体に造影剤を注入した場合のものである。
【図１８】図１の超音波診断装置の各受信手段によって増幅された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図１９】図１の超音波診断装置において周波数帯域毎に分離抽出された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図２０】図１の超音波診断装置の乗算手段から出力される受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図２１】図１の超音波診断装置における基本波成分を除去された受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図２２】図１の超音波診断装置における基本波成分、生体歪みに起因する広調波成分および造影剤破壊起因の広周波数帯域成分とを含んでなる受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図２３】各ＢＰＦの通過周波数帯域の設定を示すグラフである。
【図２４】乗算手段が出力する受信信号の周波数帯域分布を示すグラフである。
【図２５】本発明を適用してなる超音波診断装置の第２の実施形態の構成を示すブロック図である。
【符号の説明】
１探触子
３送信手段
５送受分離部
７ＰＺＴ素子
９ＰＶＤＦ素子
１１ＰＶＤＦ素子
５７整相加算部
６５信号処理部
６７周波数帯域制御手段
６９乗算手段
７１加算手段
７３包絡線検出手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly to an ultrasonic diagnostic apparatus including an ultrasonic probe suitable for imaging a harmonic component of an ultrasonic signal emitted from a subject.
[0002]
[Prior art]
An ultrasonic diagnostic apparatus transmits an ultrasonic wave into a subject such as a living body, for example, and images a tissue and blood flow in the subject based on an ultrasonic reception signal such as a reflected echo signal emitted from the subject. Or information useful for diagnosis of blood flow velocity or the like.
[0003]
When the subject is a living body, the fundamental frequency f ₀ Even if the ultrasonic transmission signal is transmitted, non-linear distortion caused by the medium occurs, and the received signal obtained is 2f, for example. ₀ The above harmonic components are included. It has been proposed to obtain an ultrasonic diagnostic image with good image quality by extracting and imaging this harmonic component.
[0004]
In other words, ultrasonic wave transmission / reception is performed with the wave front being phased from a plurality of transducers, and harmonics are generated only from the part where the ultrasonic beam is converged. Is scattered No harmonics are generated from the disturbed part. Therefore, an image excellent in spatial resolution can be obtained by using harmonics. Specifically, it has been proposed to extract a harmonic component by processing a received signal received by a probe with a band-pass filter (BPF) (see, for example, Patent Document 1). Such an imaging method is generally called harmonic echo imaging.
[0005]
In addition, it has been proposed to use a contrast agent (contrast agent) when using the ultrasonic diagnostic apparatus. Such a contrast agent is usually a mixture of fine bubbles in a liquid. When the bubbles receive an ultrasonic transmission signal, the bubbles generate ultrasonic waves by vibrating or breaking. By receiving such an ultrasonic wave caused by bubbles as a reception signal, the resolution or sharpness of the diagnostic image of the ultrasonic diagnostic apparatus can be improved. Since the received signal derived from such a contrast agent contains a wide band of harmonics, it has been proposed to extract and enhance this harmonic component and re-synthesize it with the fundamental wave to form an image. Yes.
[0006]
In addition, for the purpose of improving the reception sensitivity of the ultrasonic probe, it has been proposed to stack a plurality of piezoelectric elements in layers (see, for example, Patent Document 2).
[0007]
[Patent Document 1]
JP 2002-11004 A (paragraph number 0003 etc.)
[Patent Document 2]
JP 60-138457 A
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, since the frequency band related to reception of a conventional ultrasonic transducer is generally narrow and includes, for example, second to third harmonics in the band, it is not possible to receive higher harmonics with high sensitivity. In general, the harmonic component included in the received signal has a lower signal strength than the fundamental component, and therefore, sufficient spatial resolution may not be obtained.
[0009]
In addition, the non-linear distortion of the living body increases according to the depth of the subject, and the signal intensity decreases due to attenuation, so the sensitivity of the fundamental wave component at a deep part may decrease.
[0010]
In view of the above-described problems, the present invention provides an ultrasonic probe suitable for imaging a harmonic component of an ultrasonic signal emitted from a subject. And reception processing means Diagnostic device with The The issue is to provide.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
An ultrasonic probe according to the present invention includes a fundamental wave vibrator having a frequency characteristic corresponding to a fundamental wave of a driving ultrasonic wave, and at least one harmonic vibration having a frequency characteristic corresponding to a harmonic of the fundamental wave. A signal line for inputting / outputting an ultrasonic transmission signal and a reception signal corresponding to the transmission signal to the outside, and a transmission line connected to the harmonic oscillator. And a signal line for outputting a corresponding reception signal to the outside. In this case, it is preferable that the harmonic transducers are stacked on the ultrasonic wave emission side of the fundamental transducer.
[0012]
With this configuration, at least one harmonic transducer that matches the harmonics whose frequency characteristics are desired to be received is arranged in parallel with or stacked on the fundamental transducer. By forming the touch element, a desired harmonic component generated from the subject can be detected with high sensitivity.
[0013]
In this case, when a plurality of harmonic vibrators are stacked, the frequency characteristics of the laminated harmonic vibrators can be set so that the center frequency increases as the distance from the fundamental vibrator increases. preferable. Thereby, a wide range of harmonic components can be detected with high sensitivity. Further, by stacking a plurality of harmonic transducers, it is possible to match the acoustic impedance of the subject to the living body. Specifically, for example, two harmonic oscillators are stacked on the ultrasonic wave exit side of the fundamental wave oscillator, and the frequency characteristics of the two harmonic oscillators are the fundamental wave oscillator side. In order from the center frequency is the fundamental frequency f ₀ Against 3f ₀ , 6f ₀ Can be set to
[0014]
The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes an ultrasonic probe, a transmission unit that outputs an ultrasonic transmission signal that drives the ultrasonic probe, and an ultrasonic wave received by the ultrasonic probe. A reception processing unit that processes a reception signal of sound waves, an image processing unit that reconstructs an image based on the reception signal processed by the reception processing unit, and a display unit that displays the reconstructed image. The ultrasonic probe is arranged to be laminated on the ultrasonic wave emission side of the fundamental wave transducer having a frequency characteristic corresponding to the fundamental wave of the transmission signal, and And at least one harmonic vibrator having a frequency characteristic corresponding to the harmonic of the fundamental wave, the transmission means drives the fundamental wave vibrator, and the reception processing means The received signal received by the fundamental wave vibrator, and The received signal received by the harmonic oscillator is individually processed, and the image processing means receives the received signal of the fundamental wave oscillator and the harmonic vibration output from the reception processing means. An image is reconstructed based on the received signal of the child.
[0015]
That is, by individually processing the reception signal received by the fundamental wave transducer and the reception signal received by the harmonic transducer, the gain of the fundamental wave component and the harmonic component can be individually adjusted. Can do. As a result, each component can be adjusted to an appropriate signal intensity according to the measurement depth and measurement purpose, and by adding and synthesizing these components, an image with improved sensitivity over a desired spatial resolution and a wide range of depths can be obtained. Obtainable. For example, it is possible to obtain a sufficient spatial resolution by increasing the gain of a harmonic component whose signal intensity is smaller than that of the fundamental wave component. In addition, the nonlinear distortion of the living body increases according to the depth of the subject, and the signal intensity decreases due to attenuation, so the sensitivity of the fundamental wave component at a deep part tends to decrease. The sensitivity can be improved by adjusting the gain of the fundamental wave component according to the depth. Here, the harmonic components according to the present invention include, for example, those caused by nonlinear distortion of a living body, those caused by nonlinear distortion of a contrast agent, and those caused by destruction of a contrast agent.
[0016]
The reception processing means includes at least one band-pass filter that extracts a fundamental wave component of a reception signal received by the fundamental wave vibrator, and at least one that extracts a harmonic component of the reception signal received by the harmonic vibrator. One band-pass filter and an adding means for adding the fundamental wave component and the harmonic component extracted by each band-pass filter can be provided. In this case, the image processing means reconstructs an image based on the output of the adding means.
[0017]
Further, the reception processing means includes a gain correction means for correcting the signal intensity of the fundamental wave component and the harmonic component output from each band filter, and a gain adjustment means for separately adjusting the correction gain of the gain correction means. And can be configured. Thereby, the signal intensity of the fundamental wave component or the harmonic component of a desired order can be adjusted independently. In this case, the gain adjusting means can adjust the correction gains of the fundamental wave component and the harmonic component according to the position of the received signal on the time axis. That is, by adjusting the correction gain according to the reception timing of the reception signal, the sensitivity of the reception signal can be corrected according to the depth, and the image quality can be improved. For example, the gains of the reception signals output from the fundamental wave vibrator and the harmonic vibrator can be changed based on a predetermined ratio according to the depth. According to this, when diagnosing a shallow part of a subject, so-called harmonic imaging is performed to combine the emphasized harmonic component with the fundamental wave component to obtain high image quality, and when diagnosing a deep part, the fundamental wave is mainly used. An image can be constructed based on the components to ensure sensitivity.
[0018]
Also, aperture switching means is provided corresponding to the fundamental wave transducer and the harmonic transducer, and the aperture can be switched according to the desired image quality.
[0019]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, a first embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied will be described. FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment. As shown in FIG. 1, the probe 1 has a function of transmitting ultrasonic waves to a subject (not shown) and receiving ultrasonic waves such as reflected echoes emitted from the subject. An ultrasonic transmission signal is supplied to the probe 1 from the transmission means 3 via the transmission / reception separating unit 5 and the aperture switch 45. The transmission means 3 includes a memory, a digital / analog converter, a filter, and a transmission amplifier. The transmission / reception separating unit 5 has a separation function for sending the transmission signal output from the transmission means 3 to the probe 1 via the same signal line, while sending the reception signal output from the probe 1 to the reception means. Have. The transmission / reception separating unit 5 includes transistors such as diodes and FETs.
[0020]
The probe 1 includes a transducer array having a plurality of channels. The vibrators of the individual channels are sequentially stacked in layers. That is, it is characterized in that it is a laminated vibrator in which three layers of vibrator arrays made of piezoelectric elements are bonded. As shown in FIG. 1, the three-layer transducer array is a PZT (lead zirconate titanate for transmission / reception) sequentially arranged from the side away from the subject. “PZT” is a registered trademark of Toshiba Corporation. The element 7 includes a PVDF (polyvinylidene fluoride) element 9 that is a first reception-only element, and a PVDF element 11 that is a second reception-only element. Here, the frequency characteristics of these elements will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a graph showing frequency bands of the PZT element 7, the PVDF element 9 and the PVDF element 11 constituting the probe 1 of the present embodiment. The horizontal axis of the graph represents frequency, and the vertical axis represents signal intensity (sound pressure). As shown in FIG. 2, the nominal frequency of the PZT element 7 is F ₀ And Ratio band is nominal frequency F ₀ For example, about 0.8, and the band is relatively narrow. The PZT element 7 is characterized so as to be able to transmit and receive high intensity sound pressure. The PVDF element 9 is, for example, 2F ₀ Or 4F ₀ The characteristic is characterized in that the sensitivity is high in the band, and the band is relatively wide. The PVDF element 11 is, for example, 4F ₀ Or 7F ₀ The characteristic is characterized in that the sensitivity is high in the band, and the band is relatively wide. That is, the transducer array composed of the PZT elements 7 corresponds to the fundamental wave transducer, and the transducer array composed of the PVDF elements 9 and the PVDF elements 11 corresponds to the harmonic transducer. Note that such a difference in acoustic characteristics between the PVDF element 9 and the PVDF element 11 can be realized, for example, by making the thicknesses of the elements different.
[0021]
FIG. 3 is a schematic diagram showing a detailed configuration of the probe 1 having the above-described laminated vibrator. As shown in FIG. 3, a ground electrode 13 is bonded to the surface of the PZT element 7 on the subject side. On the other hand, a transmitting / receiving electrode 15 is joined to the surface of the PZT element 7 opposite to the subject (hereinafter referred to as “back side”). A backing material 17 is attached to the back side of the electrode 15. A receiving electrode 19 is joined to the surface of the PVDF element 9 on the subject side. On the other hand, a ground electrode 21 is bonded to the back surface of the PVDF element 9. The ground electrode 19 is bonded to the ground electrode 13 bonded to the PZT element 7 via a conductive bonding layer 23. A receiving electrode 25 is bonded to the surface of the PVDF element 11 on the subject side. On the other hand, a ground electrode 27 is bonded to the back surface of the PVDF element 11. The ground electrode 27 is bonded to the electrode 19 bonded to the PVDF element 9 via an insulating bonding layer 29 made of prepreg.
[0022]
A transmission / reception wiring 31 is connected to the electrode of the PZT element 7. In addition, a receiving wiring 33 and a wiring 35 are connected to the receiving electrode 19 and the electrode 25 of the PVDF element 9 and the PVDF element 11, respectively. On the other hand, ground wirings 37 are also connected to the ground electrodes 13, 21 and 27, respectively. Each wiring described above is formed on the flexible substrate 39 and bonded to each electrode through the pad 41. Further, on the flexible substrate 39, the wirings are insulated from each other by an insulating material 43 made of polyimide.
[0023]
As shown in FIG. 1, the transmission / reception wiring 31 is connected to a first aperture switching switch 45, and the aperture selection switch 45 is connected to the transmission / reception separating unit 5. The receiving wirings 33 and 35 are connected to the second and third aperture changeover switches 47 and 49, respectively. Each aperture changeover switch includes an analog switch having a transistor such as an FET. The transmission / reception separating circuit 5 and the aperture changeover switches 47 and 49 are connected to first to third receiving means 51, 53 and 55 each having a variable gain amplifier. The outputs of the receiving means 51, 53 and 55 are input to the phasing adder 57. The phasing / adding unit 57 includes three phasing / adding units 59, 61, and 63 each including an anti-aliasing filter, an analog / digital converter, a delay unit, an adder, a multiplier, a memory, a counter, and the like. . The phasing and adding means 59, 61 and 63 are connected to the outputs of the receiving means 51, 53 and 55, respectively. The outputs of the phasing and adding means 59, 61 and 63 are input to the signal processing unit 65, respectively.
[0024]
The signal processing unit 65 includes a plurality of frequency band control means (BPF) 67 which is a band pass filter (BPF) having a filter, a filter coefficient memory, and the like. In the illustrated example, the first to seventh frequency band control means 67 are provided. The output of each BPF 67 is connected to, for example, seven multiplying means 69 provided correspondingly. An adding means 71 for adding the output signals of the respective multiplying means 69 is provided. The output of the adding means 71 is input to an envelope detecting means 73 including a sum of squares calculating means and a square root calculating means. The output signal of the envelope detector 73 is output as the output signal of the signal processor 65.
[0025]
The reception means 51, 53, 55 configured as described above, the phasing addition section 57, and the signal processing section 65 constitute a reception processing means. The output signal of the signal processing unit 65 of the reception processing means is input to the image processing means 75. The image processing means 75 includes a CPU, a memory, an FPGA, a DSP, and the like. The image processing means 75 is connected to a display means 77 having a CRT display or a key light.
[0026]
And the control means 79 which controls each component mentioned above collectively and the input means 81 connected to the control means 79 are provided. The control unit 79 includes a CPU, a memory, an HDD, and the like. The input unit 81 includes a keyboard, a pointing device such as a trackball, a touch panel, a switch, a knob, and the like.
[0027]
(Example 1)
Next, an example of the operation of the above-described ultrasonic diagnostic apparatus will be described. First, the transmission means 3 follows the control signal from the control means 79 and the frequency F ₀ A transmission signal of an ultrasonic pulse composed of the fundamental wave is generated and output. The transmission signal is subjected to transmission focus processing and is input to the aperture switch 45 via the transmission / reception separating unit 5. The aperture changeover switch 45 transmits a transmission signal to each of the PZT elements 7 of the plurality of vibrators corresponding to the apertures set for transmission in accordance with a control signal from the control means 79. The transmission signal is a signal of a plurality of channels corresponding to the number of transducers selected for transmission. The PZT element 7 of each channel to which the transmission signal is applied vibrates to generate an ultrasonic wave, and thereby the ultrasonic wave propagates in a direction in which the wavefronts of the ultrasonic waves from the respective transducers coincide with each other in a subject (not shown). A beam is formed. FIG. 4 shows the frequency band of the PZT element 7 and the frequency band of the ultrasonic transmission signal transmitted from the PZT element 7. As shown in FIG. 4, the transmission signal has a center frequency of F. ₀ It has become.
[0028]
When the ultrasonic beam propagates in the subject, a part of the ultrasonic transmission signal is reflected at the part where the acoustic impedance changes, such as the surface of an organ, and a part of the reflected echo signal propagates in the subject. Then, it returns to the probe 1 again and is received as a reflected echo signal. At this time, the aperture change-over switches 45, 47, and 49 transmit the received signals from the transducer corresponding to the aperture set for reception to the receiving units 51, 53, and 55 in accordance with the control signals from the control unit 79, respectively. . Specifically, the reception signal output from the aperture changeover switch 45 is input to the reception means 51 via the transmission / reception separating unit 5, and the reception signals received by the aperture changeover switches 47 and 49 are input to the reception means 53 and 55, respectively. Is done. Here, the received signal is a signal of a plurality of channels equal to the number of transducers corresponding to the receiving aperture.
[0029]
FIG. 5 is a graph showing the frequency distribution of the received signal. For example, as shown in FIG. ₀ 2F ₀ .. 7F ₀ A distribution having frequency bands each having a peak is observed. In the illustrated example, harmonic components up to the seventh order are included. Such harmonic components are caused by nonlinear distortion generated when the living body is an ultrasonic medium, so-called biological distortion. As shown in FIG. 5, the signal intensity is F which is a fundamental wave component. ₀ Neighboring component is the largest, 2F ₀ Neighborhood, 3F ₀ The signal intensity gradually decreases with increasing proximity and higher order. The frequency band of the PZT element 7 is mainly F, for example. ₀ The fundamental wave oscillator that covers the vicinity and is composed of the PZT element 7 is F ₀ A reception signal in a nearby band is output as an electrical signal. The frequency band of the PVDF element 9 is mainly F, for example. ₀ Or 5F ₀ The harmonic vibrator that covers up to the weak and is composed of the PVDF element 9 is, for example, 2F ₀ Or 4F ₀ A reception signal in a nearby band is output as an electrical signal. The frequency band of the PVDF element 11 is mainly 4F, for example. ₀ Weak or 7F ₀ For example, the harmonic vibrator comprising the PVDF element 11 is 5F. ₀ Or 7F ₀ A nearby received signal is output as an electrical output.
[0030]
The receiving means 51, 53 and 55 amplify the reception signals output from the PZT element 7 and the PVDF elements 9 and 11, respectively, with gains that are adjusted independently. FIG. 6 is a diagram showing the frequency band distribution of the received signal amplified by each receiving means. As shown in the figure, the receiving means 51 is, for example, F ₀ Amplifies nearby received signals. The receiving means 53 is, for example, 2F ₀ Near or 4F ₀ Amplifies nearby received signals. The receiving means 55 is, for example, 5F ₀ Near or 7F ₀ Amplifies nearby received signals. In practice, the same frequency band may be received by elements in different layers. For example, the PVDF element 9 causes the fundamental wave F ₀ A nearby received signal may be received. For example, 4F ₀ A reception signal in a nearby frequency band may be received by both the PVDF elements 9 and 11. However, for simplicity of explanation, the PZT element 7 is, for example, F ₀ In the vicinity, the PVDF element 9 is, for example, 2F ₀ Or 4F ₀ Near, PVDF element 11 is 5F, for example ₀ Or 7F ₀ It is assumed that adjacent received signals are detected, and it is not convenient to detect the same frequency band by a plurality of elements, and this influence is ignored.
[0031]
As shown in FIG. 6, the amount of amplification by the receiving unit 53 is larger than the amount of amplification by the receiving unit 51. The amplified amount by the receiving means 55 is larger than the amplified amount by the receiving means 53. In other words, the amplification gain given to the received signal by each of the receiving means is set to be larger in the order of the receiving means 55, the receiving means 53, and the receiving means 51. As a result, as shown in FIG. 6, when attention is paid to the signal strength of the received signal after each receiving means, the frequency F ₀ 2F ₀ And 5F ₀ Nearby peak signal intensities are substantially equal. The signal intensity is increased as much as possible in the range where saturation of the digital signal does not occur in the subsequent phasing and adding means 59, 61 and 63.
[0032]
The reception signals output from the receiving means 51, 53 and 55 are input to the phasing and adding means 59, 61 and 63, respectively. Here, the received signals of a plurality of channels are subjected to phasing processing or reception focus processing for aligning the time phase or phase shift between the channels due to the difference in propagation distance from the reflection source to each transducer. Then, the reception signals of the channels subjected to the phasing process are added to each other, thereby forming a reception beam signal. Received beam signals output from the phasing addition means 59, 61 and 63 are input to the signal processing unit 65.
[0033]
The received beam signal input to the signal processing unit 65 is subjected to band pass filter calculation processing by the corresponding BPF 67. This BPF67 is, for example, BPF ₁ Or BPF ₇ 7 band-pass filters. FIG. 7 shows BPFs that pass through and extract frequency bands from the first to the seventh order respectively. ₁ Or BPF ₇ It is a graph which shows the frequency band characteristic of.
[0034]
BPF ₁ Or BPF ₇ Are respectively amplified in the corresponding multiplying means 69 in response to a command from the control means 79. That is, the multiplication unit 69 constitutes a gain correction unit, and the control unit 79 has a function of a gain adjustment unit. FIG. 8 is a graph showing the frequency band distribution of the received signal output from each multiplier 69. As shown in FIG. 8, each multiplier 69 amplifies the output signal of the corresponding BPF with different correction gains. That is, the multiplying unit 69 multiplies the correction gain for each frequency band so that, for example, the peak of the signal intensity becomes substantially equal. The received signals in the respective frequency bands output from the multipliers 69 are added by the adder 71 and input to the envelope detector 73. The output signal of the envelope detection means 73 is input to the image processing means 75 as an output signal of the signal processing unit 65 and is used for image generation.
[0035]
In addition, the present embodiment is characterized in that the correction gain for each harmonic is changed according to the reception timing of the received signal, that is, according to the time axis position of the received signal. FIG. 9 is a graph showing the temporal change of the correction gain for each harmonic. As shown in FIG. 9, when the time is zero, that is, at substantially the same time as the transmission of the transmission signal, the fundamental wave F ₀ The correction gain for the smallest is 2F ₀ 3F ₀ .. 7F ₀ And it becomes larger in order as it becomes higher harmonics. And F ₀ The correction gain for increases for a while as time elapses and eventually becomes larger than the correction gain for each harmonic. On the other hand, each correction gain for the harmonic increases first, decreases for a while after reaching a peak, and finally becomes zero. The timing for reaching this peak and the timing for reaching zero become faster as the order increases. Such control of the correction gain according to the reception timing of the received signal is sometimes referred to as time gain control. In addition, since the reception timing has a correlation with the depth in the subject, it may be referred to as depth gain control.
[0036]
The present embodiment is characterized in that the user can variably set the correction gain for the fundamental wave and harmonic components of each order shown in FIG. FIG. 10 is a diagram showing a push button switch that is provided in the input unit 81 and switches between a diagnostic mode that uses only the fundamental wave component and a diagnostic mode that uses the above-described harmonic component. As shown in FIG. 10, “Harmonic” is displayed on the push button, and the user repeatedly presses the button to switch between the diagnostic mode using only the fundamental component and the diagnostic mode using the harmonic component. It is configured. Further, the display color or brightness of the push button is changed according to the selected diagnostic mode.
[0037]
FIG. 11 shows a push button switch provided in the input means 81, in which the user selects whether to give priority to image sharpness or sensitivity in a diagnostic mode using a fundamental wave and a harmonic wave. FIG. As shown in FIG. 11, “Sharpness / Sensitivity” is displayed on this button. By repeatedly pressing this, the sharpness priority mode and the sensitivity priority mode can be switched. Again, the display color or brightness of the push button changes according to the selected mode. Comparing the sharpness priority mode and the sensitivity priority mode, the sharpness priority mode has a higher correction gain for harmonics and emphasizes harmonics. 2F ₀ Or 7F ₀ The correction gain between the higher harmonics is set to be larger than the sensitivity priority mode as the higher harmonic becomes.
[0038]
FIG. 12 is an example of an input interface device provided in the input unit 81, and is a diagram showing a slide type switch having a slide volume capable of continuously variably setting between the sharpness priority mode and the sensitivity priority mode. It is. Further, FIG. 13 is also an example of a switch having the same function, and is a diagram having a rotary knob connected to a rotary encoder.
[0039]
FIG. 14 shows a depth gain control (DGC) switch that is an input device that is provided in the input means 81 and that can input the characteristics of the temporal change of the correction gain corresponding to the fundamental wave component and the harmonic component. . In this DCG switch, a plurality of, for example, eight slide volume switches corresponding to changes in the time axis are arranged for each of a harmonic (harmonic) and a fundamental (fundamental). For example, when switches are arranged in the vertical direction, for example, in order from the upper switch, it is provided to set the increase / decrease of the correction gain corresponding to the early reception timing of the received signal. The harmonic and fundamental wave slide volumes corresponding to the same timing are arranged adjacent to each other. In FIG. 14, the harmonic switch is common to the harmonic components of all orders, but such a switch may be provided for each order.
[0040]
Further, instead of providing the input means 81 with the switches shown and described in FIGS. 10 to 14, a graphic character such as an icon corresponding to these is displayed on the screen of the display means 77, and this icon is displayed. May be operated using a pointing device such as a trackball, or the display device 77 itself may be configured as a touch panel and operated by touching the screen. FIG. 15 is a diagram showing an example of a screen display 78 of the display device 77 having such a graphical user interface (GUI).
[0041]
As described above, according to the present embodiment, the harmonic component of the received signal can be detected and extracted with high sensitivity by the PVDF element adapted to receive the harmonic component. Since the gain of the output vibration of the PVDF element is adjusted independently from the output signal of the PZT element adapted to transmission / reception of the fundamental wave, the harmonic component has an appropriate signal strength with respect to the fundamental wave component. be able to. Since these harmonic components are combined with the fundamental component, the image quality can be improved.
[0042]
Further, by extracting a plurality of frequency bands from the harmonic component using BPF and correcting the signal intensity for each extracted frequency band, the signal intensity of the harmonic component can be adjusted for each order. As a result, there is an effect that it is possible to realize an intensity ratio of harmonic components of appropriate orders to obtain high image quality.
[0043]
In addition, since the gain ratio of the fundamental wave component and each harmonic component is changed according to the reception timing of the received signal, the emphasized harmonics are synthesized with the fundamental wave when diagnosing a shallow part of the subject. When diagnosing a deep part where image quality can be obtained, sensitivity can be ensured by constructing an image mainly using the fundamental wave component.
[0044]
Furthermore, in the above-described embodiments, the fundamental wave is used for diagnosis, but the diagnosis may be performed using only the second and higher harmonic components. According to this, it is difficult to obtain a received signal from a high depth, but there is an effect that the resolution can be improved. Specifically, this can be realized by always disconnecting the aperture switch 45 from the received signal. FIG. 16 is a graph showing the frequency band characteristics of the received signal on the entry side of the receiving means obtained in this way.
[0045]
(Example 2)
Next, another example of the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment will be described. Description of the same parts as those in the first embodiment will be omitted, and differences will be mainly described. This embodiment relates to a case where a diagnosis is made by injecting a contrast medium into a subject such as a living body. The contrast agent is sometimes referred to as a contrast agent, and is a mixture of fine bubbles in a solution. Such a contrast agent is injected from, for example, a blood vessel of a subject. When the contrast agent bubbles are irradiated with an ultrasonic beam, the contrast agent bubbles or ruptures to generate a relatively broad band ultrasonic wave including a harmonic component.
[0046]
FIG. 17 is a graph showing the frequency band distribution of a received signal obtained by transmitting an ultrasonic beam into a subject in the same manner as in the first embodiment. As shown in FIG. 17, the received signal includes a fundamental wave that is a reflected wave from a contrast agent, other in-vivo tissue, and the like, and a harmonic component caused by nonlinear distortion of the contrast agent. In this case, the harmonic component is 2F, for example. ₀ 3F ₀ 4F ₀ 5F ₀ , 6F ₀ And 7F ₀ Each having a peak, and comparing the signal intensity of each peak, 2F ₀ To 7F ₀ It decreases for a while.
[0047]
Therefore, as in Example 1 described above, the receiving means 51, 53 and 55 of the present embodiment are respectively F ₀ Neighborhood, 2F ₀ Or 4F ₀ Neighborhood, and 5F ₀ Or 7F ₀ Amplification is performed with different amplification gains for neighboring frequency bands. FIG. 18 is a graph showing the frequency band distribution of received signals amplified by the receiving means 51, 53 and 55 by the same method as in the first embodiment. As shown in FIG. 18, each receiving means gives a different amplification gain to the input received signal. For example, the fundamental wave F ₀ The receiving means 51 for amplifying the nearby components has the fundamental wave F ₀ Amplifies to the extent that the peak signal strength in the vicinity does not saturate the digital signal. For example, 2F ₀ 3F ₀ And 4F ₀ The receiving means 53 for amplifying the nearby components is, for example, 2F ₀ Amplifies to the extent that the peak signal strength in the vicinity does not saturate the digital signal. And for example 5F ₀ , 6F ₀ And 7F ₀ The receiving means 55 for amplifying the nearby components is, for example, 5F ₀ Amplifies to the extent that the peak signal strength in the vicinity does not saturate the digital signal.
[0048]
Next, the BPF of the BPF part 67 ₁ Or BPF ₇ Are respectively F ₀ Near or 7F ₀ The adjacent frequency band is passed, and the received signal is separated and extracted for each frequency band. FIG. 19 is a graph showing the frequency band distribution of received signals that are separated and extracted for each frequency band in the BPF 67. BPF ₁ Or BPF ₇ Each of the output signals is multiplied by a correction gain in a corresponding multiplication means 69 in accordance with an instruction from the control means 79, and the signal intensity is adjusted. FIG. 20 is a graph showing the frequency band distribution of the received signal output from each multiplier 69. As shown in FIG. 20, each multiplier 69 amplifies the output signal of the corresponding BPF with different correction gains. In other words, the correction is made so that, for example, the peak of the signal intensity becomes substantially equal for each frequency band. The received signals in these frequency bands are sent to the image processing means 75 via the adding means 71 and the envelope detecting means 73 as in the first embodiment.
[0049]
In the present embodiment, so-called time gain control or depth gain control similar to that described with reference to FIG. 9 in the first embodiment is performed. Further, the switching means between the sharpness priority mode and the sensitivity priority mode as described with reference to FIGS. 10 to 15 is also provided. Furthermore, also in this embodiment, it is possible to remove the fundamental wave component from the received signal and image only the harmonic component by disconnecting the aperture changeover switch 45 at the time of reception. FIG. 21 is a graph showing the frequency band distribution of the received signal from which the fundamental wave component is removed in this case.
[0050]
As described above, according to the present embodiment, harmonic imaging using the nonlinear distortion of the contrast agent can be performed by the same technique as the harmonic imaging using the nonlinear distortion of the living body in the first embodiment.
[0051]
Example 3
Next, another example of the operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment will be described. The present embodiment relates to a case where a diagnosis is performed by injecting a contrast medium into a subject as in the second embodiment. The present embodiment uses the BPF 67 to extract only the harmonic component derived from the contrast agent destruction by removing the harmonic component generated by the fundamental wave component and the biological distortion, and is used for image generation or the like. And
[0052]
FIG. 22 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal including a fundamental wave component reflected from a living body, a harmonic component resulting from living body distortion, and a wide frequency band component derived from contrast agent destruction. As shown in FIG. 22, the fundamental wave component is F ₀ It has a peak in the vicinity and shows a frequency band distribution substantially the same as the transmission signal. In addition, the harmonic component generated by biological strain is, for example, 2F ₀ 3F ₀ And 4F ₀ Each band has a peak in the vicinity, and there is a band where the signal intensity is substantially zero between the bands. In other words, the bands are separated. For example, 5F ₀ The above harmonic components are ignored because the signal intensity is small enough to be ignored. The wide harmonic band generated by the destruction of the contrast agent is, for example, F ₀ 7F from below ₀ Distributed over a wide range such as the above, for example F ₀ 7F from nearby ₀ A gentle peak is shown in the vicinity.
[0053]
FIG. 23 shows BPF ₁ Or BPF ₇ It is a graph which shows the setting of the passing frequency band. As shown in FIG. ₁ The pass frequency band of F is F ₀ And 2F ₀ The lower limit is the frequency at which the fundamental wave component is sufficiently low, while 2F ₀ Nearby components are also capped at a sufficiently small frequency. BPF ₂ Pass frequency band is 2F ₀ And 3F ₀ 2F ₀ Neighborhood and 3F ₀ The harmonic component resulting from the nearby biological strain is set in a range where all of the harmonic components are sufficiently small. BPF ₃ Pass frequency band is 3F ₀ And 4F ₀ 3F ₀ Neighborhood and 4F ₀ The wide harmonic component caused by the nearby biological strain is set in a range in which all are sufficiently small. And BPF ₄ Or BPF ₇ Are set so that the pass frequency bands overlap with each other. ₀ 4F beyond ₀ From the frequency at which the nearby biological strain-derived component is sufficiently reduced, 7F ₀ A wide band up to ultra high is allowed to pass.
[0054]
BPF ₁ Or BPF ₇ The received signals output from are given different correction gains by the corresponding multipliers of the multiplication means 69 to correct the signal intensity. FIG. 24 is a graph showing the frequency band distribution of the received signal output from the multiplier 69. As shown in FIG. 23, the correction gain of the signal strength by each multiplier is set to such an extent that the signal strength output from each multiplier does not saturate the digital signal. Then, the outputs of the multipliers are added by the adding means 71 and used for subsequent image generation processing or the like.
[0055]
As described above, according to the present embodiment, an image is formed using a reception signal from which a fundamental wave component and a harmonic component caused by nonlinear distortion of a living body are removed using a band-pass filter. Only the harmonics derived from the agent can be imaged.
[0056]
Next, another embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied will be described. FIG. 25 is a block diagram showing a configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present embodiment. The same parts as those in the first embodiment described above are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted. As shown in FIG. 25, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, the phasing addition unit 57 is not provided independently, and the phasing addition is performed by the phasing addition unit 83 incorporated in the signal processing unit 65 ′. Done. That is, the output signals of the receiving means 51, 53 and 55 are input to the signal processing unit 65 ′ and then added by the adder 85, respectively. Then, the output signal of the adder 85 is input to the phasing processing means 83, where phasing addition processing is performed. And BPF ₁ Or BFP ₇ Is supplied with the output signal of the phasing addition means 83.
[0057]
The signal processing unit 65 ′ is provided with delay means 87 and 89 that give time delays to the output signals of the receiving means 53 and 55 before being input to the adder 85. The amount of time delay here is determined in consideration of a shift in the input timing of the received signal to each layer due to the lamination of transducer elements.
[0058]
Even in the second embodiment, the same effects as those of the first embodiment described above can be obtained. In addition, although it is necessary to add delay means, there is an effect that the configuration of the phasing addition means can be simplified.
[0059]
In each of the above-described embodiments, the PZT element adapted for transmission / reception of the fundamental component and the PVDF element adapted for reception of the harmonic component are stacked, but these elements are covered. It is good also as a structure arranged in parallel on the surface with respect to a test substance.
[0060]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the ultrasonic diagnosing device provided with the ultrasonic probe suitable for imaging the harmonic component of the ultrasonic signal emitted from a subject is realizable.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied.
2 is a graph showing frequency band characteristics of each element included in the probe of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1; FIG.
3 is a schematic diagram showing a detailed configuration of a laminated vibrator of the diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
4 is a graph showing a frequency band distribution of a transmission signal of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
5 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
6 is a diagram showing a frequency band distribution of a received signal amplified by each receiving unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
7 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal amplified by a receiving unit of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG.
8 is a graph showing a frequency band distribution of received signals output from each multiplication unit of the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1; FIG.
9 is a graph showing a temporal change in gain control value for each harmonic in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1; FIG.
10 is a diagram showing a push button switch provided in an input unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
11 is a diagram showing a push button switch provided in the input unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
12 is a diagram showing a slide switch provided in the input means of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
13 is a diagram showing a knob switch provided in the input means of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
14 is a diagram showing a slide switch provided in the input means of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
15 is a diagram showing an example of image display in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1. FIG.
16 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal from which a fundamental wave component has been removed in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
FIG. 17 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1 when a contrast agent is injected into a subject.
18 is a graph showing a frequency band distribution of a reception signal amplified by each reception unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
19 is a graph showing a frequency band distribution of received signals separated and extracted for each frequency band in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1. FIG.
20 is a graph showing a frequency band distribution of a reception signal output from a multiplying unit of the ultrasonic diagnostic apparatus in FIG. 1. FIG.
FIG. 21 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal from which a fundamental wave component has been removed in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1;
22 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal including a fundamental wave component, a wide harmonic component caused by biological distortion, and a wide frequency band component caused by contrast agent destruction in the ultrasonic diagnostic apparatus of FIG. 1; is there.
FIG. 23 is a graph showing setting of a pass frequency band of each BPF.
FIG. 24 is a graph showing a frequency band distribution of a received signal output by a multiplication unit.
FIG. 25 is a block diagram showing a configuration of a second embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied.
[Explanation of symbols]
1 Probe
3 Transmission means
5 Sending / receiving separation part
7 PZT element
9 PVDF element
11 PVDF element
57 Phased adder
65 Signal processor
67 Frequency band control means
69 Multiplication means
71 Adding means
73 Envelope detection means

Claims

An ultrasonic probe, a transmission means for outputting an ultrasonic transmission signal for driving the ultrasonic probe, and a reception processing means for processing an ultrasonic reception signal received by the ultrasonic probe; An image processing means for reconstructing an image based on the received signal processed by the reception processing means, and a display means for displaying the reconstructed image,
The ultrasonic probe includes a fundamental wave vibrator having a frequency characteristic corresponding to the fundamental wave of the transmission signal, and at least one harmonic vibrator having a frequency characteristic corresponding to a harmonic of the fundamental wave. Have
The transmission means drives the fundamental wave vibrator,
The reception processing means includes a band-pass filter that extracts a fundamental wave component of a reception signal received by the fundamental wave transducer, and a plurality of harmonic components of the reception signal received by the harmonic transducer, respectively. A plurality of band pass filters to be extracted, a gain correction unit that corrects the signal intensity of the fundamental wave component and the harmonic component output from each band filter, and a correction gain of the gain correction unit, respectively. Gain adjusting means for adjusting, and adding means for adding the fundamental wave component corrected by the gain correcting means and a plurality of harmonic components,
The ultrasonic diagnostic apparatus, wherein the image processing means reconstructs an image based on an output of the adding means .

2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the harmonic transducer is disposed in a stacked manner on an ultrasonic emission side of the fundamental transducer.

The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 , wherein the gain adjusting unit adjusts a correction gain of the fundamental wave component and the harmonic component according to a position of a time axis of the reception signal.

The cause a fundamental wave oscillator for corresponding to said harmonic oscillator for providing a bore switching means, according to any one of claims 1 to 3, characterized in that switching the use caliber in response to desired image quality Ultrasonic diagnostic equipment.