JP2010233610A - 超音波プローブ及び超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数の超音波トランスデューサ相互の独立した移動を可能とし、凹凸を有する診断部位への追従性を向上させることにより診断部位への密着性を一層向上させた超音波プローブ及び超音波診断装置を提供すること。
【解決手段】この超音波プローブは、被検体の診断部位に対向面を対向させて、診断部位に対して超音波を送信すると共に診断部位からの超音波エコーを受信する超音波診断用の超音波プローブであって、診断部位に接触させるために対向面において列状に相互に隣接配置された複数の超音波トランスデューサを有し、複数の超音波トランスデューサが、診断部位との接触に基づき対向面に対して各々が独立して進退可能とされている。
【選択図】図１０Ｂ

Description

本発明は、超音波プローブ及び超音波診断装置に係り、特に、複数の超音波トランスデューサの相互移動を可能にして、凹凸のある診断部位での的確な診断を可能とする超音波プローブ等に関する。

医療分野においては、被検体の内部を観察して診断を行うために、様々な撮像技術が開発されている。特に、超音波を送受信することによって被検体の内部情報を取得する超音波撮像は、リアルタイムで画像観察を行うことができる上に、Ｘ線写真やＲＩ（ｒａｄｉｏ ｉｓｏｔｏｐｅ）シンチレーションカメラ等の他の医用画像技術と異なり、放射線による被曝がない。そのため、超音波撮像は、安全性の高い撮像技術として、産科領域における胎児診断の他、婦人科系、循環器系、消化器系等を含む幅広い領域において利用されている。

超音波撮像の原理は、次のようなものである。超音波は、被検体内における構造物の境界のように、音響インピーダンスが異なる領域の境界において反射される。そこで、超音波ビームを人体等の被検体内に送信し、被検体内において生じた超音波エコーを受信して、超音波エコーが生じた反射位置や反射強度を求めることにより、被検体内に存在する構造物（例えば、内臓や病変組織等）の輪郭を抽出することができる。

超音波診断装置においては、超音波プローブを被検体（患者）に直接接触して患者に超音波を発すると共にその超音波エコーを受信する。その超音波プローブは、超音波の送受信を行うための超音波トランスデューサを内部に有しており、その超音波トランスデューサを被検体と接触させて、超音波の送受信が行われる。

高品質な超音波エコー画像を取得してより適正な診断を行うためには、超音波トランスデューサと被検体との接触状態を充分な密着状態として、その間の空気層を排除する必要がある。しかしながら、患者の診断部位は曲面であったり凹凸があることが多く、超音波トランスデューサと診断部位との密着が充分に図れない場合がある。そのため、超音波トランスデューサと診断部位との空気層を極力排除するために、超音波プローブの診断面（接触面）にゼリーを塗布することがよく行われる。

また、更に曲率の大きい診断部位での超音波診断を適正に行うために、例えば特許文献１又は特許文献２に開示されるような構成が提案されている。特許文献１には、リンク機構により複数の超音波プローブが連結されて曲率の大きな診断部位への適用が容易とされ、その超音波プローブ同士の角度姿勢が超音波プローブ間に配置された角度センサーによって検出される構成が開示されている。また、特許文献２には、可撓性基板内に複数の振動子（トランスデューサ）が設置されて曲率の大きな診断部位への適用が容易とされ、振動子間に配置した撓み検出センサーによって基板の撓みを検出する構成が開示されている。

特開２００５−１３７５８１号公報 特開平１０−４２３９５号公報

しかしながら、上記の特許文献１，２に開示される構成においては、超音波プローブ同士又は振動子同士（以下、これらを振動子等という。）が連結されているので、例えば、下記に列挙するような問題を生じる虞がある。

まず第１に、振動子等同士が連結されているため、１つの振動子等の動きが他の振動子等に影響してしまうという問題点がある。例えば、ある部分において診断部位との密着が充分でないなどの場合に、その部分に接触している振動子等を診断部位に対して強く押し付けると、他の振動子等もそれに引きずられて動いてしまう。

第２に、振動子等同士の間にセンサーが配置されているので、そのセンサー配置位置に対応して振動子等間に測定不能領域が発生してしまうという問題がある。角度センサーや撓み検出センサーに対応する部分の超音波エコーを得ることができないので、部分的にエコー画像を形成することができない部分が生じてしまう。

第３に、局所的に大きな凸部又は凹部となる診断部位に対して充分な密着を図ることが難しいという問題がある。振動子等同士がリンク機構や可撓性基板等で連結されていても、局所的な凹凸形状に対する形状の追従性には限界があり、例えば、乳頭部、臍部、ホクロがある部位においては診断部位との充分な密着を維持することが難しい。

第４に、凹状の診断部位への適用が困難であるという問題がある。つまり、振動子等は、奥行き方向に厚みを有しており、凹状の診断部位にこの振動子等を適用しようとすると、奥行き方向において隣接する振動子等同士が干渉してしまう。そのため凹状の診断部位への形状の追従性にも限界がある。

第５に、これらの構成を凹凸形状を有する診断部位に適用すると、振動子等同士が相互に為す相対角度が変化してしまうという問題がある。そのため、各振動子等から送信される超音波の強度にバラツキが生じてしまう。

本発明は上記の事情に鑑みて為されたもので、複数の超音波トランスデューサ相互の独立した移動を可能とし、凹凸を有する診断部位への追従性を向上させることにより診断部位への密着性を一層向上させた超音波プローブ及び超音波診断装置を提供することを例示的課題とする。

上記の課題を解決するために、本発明の例示的側面としての超音波プローブは、被検体の診断部位に対向面を対向させて、診断部位に対して超音波を送信すると共に診断部位からの超音波エコーを受信する超音波診断用の超音波プローブであって、診断部位に接触させるために対向面において列状に相互に隣接配置された複数の超音波トランスデューサを有し、複数の超音波トランスデューサが、診断部位との接触に基づき対向面に対して各々が独立して進退可能とされている。

複数のトランスデューサが、対向面に直交する方向に沿って進退可能であってもよいし、対向面において２次元的に列状配置されていてもよい。また、複数の超音波トランスデューサを、対向面から進出する方向に付勢する付勢手段を更に有してもよい。複数の超音波トランスデューサの進退量を検出する検出手段を更に有してもよいし、超音波トランスデューサの進退方向に直交する方向における断面形状が、多角形状であってもよい。

本発明の他の例示的側面としての超音波診断装置は、上記の検出手段を有する超音波プローブと、超音波プローブが受信した超音波エコーに対し、各々の超音波トランスデューサの進退量に基づく遅延処理を実行する遅延処理部と、遅延処理後の超音波エコーからエコー画像を生成する画像処理部と、エコー画像を表示する表示部と、を備えている。なお、この超音波診断装置が、各々の超音波トランスデューサの進退量に基づき診断部位のプロファイルを表示部に表示させるプロファイル表示部を更に有してもよい。

本発明の更なる目的又はその他の特徴は、以下添付図面を参照して説明される好ましい実施の形態によって明らかにされるであろう。

本発明によれば、隣接配置される超音波トランスデューサ同士が各々独立して進退可能とされているので、局所的な凹凸形状や曲率の大きい凹形状を呈する診断部位に対しても高い形状追従性を発揮し、超音波プローブを診断部位に対して良好に密着させることができる。隣接する超音波トランスデューサ同士が連結されていないので、進退移動が相互に影響しあうこともない。また、超音波トランスデューサが２次元的に配置されれば、オートスキャン型の超音波診断装置として３次元的なエコー画像の提供を実現することもできる。

列状に配置された超音波トランスデューサ間にセンサーが配置されることなく、互いに隣接配置されているので、測定不能領域の発生や超音波の強弱バラツキの発生を低減することができる。また、超音波トランスデューサの進退量を検出手段により検出すれば、進退量に基づく遅延処理が可能となり、より高品質な超音波エコー画像の生成が可能となる。

本発明の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成の概略を示す構成図である。 図１に示す超音波診断装置の内部構成の概略を示すブロック構成図である。 図２に示す送受信部の第１の構成例を示す図である。 図３に示すＡＤＣによるサンプリングを示す波形図である。 図３に示すサンプリング部によるサンプリングを示す波形図である。 図２に示す送受信部の第２の構成例を示す図である。 図２に示す送受信部の第３の構成例を示す図である。 図３に示す直交サンプリング部の動作を説明するための波形図である。 本発明の実施形態における変形例１に係る超音波プローブの内部構成の概略を示すブロック構成図である。 本発明の実施形態における変形例２に係る超音波プローブの内部構成の概略を示すブロック構成図である。 本発明の実施形態１に係る超音波プローブの超音波トランスデューサ近傍における内部構成の概略を示す側方断面図である。 図１０Ａにおける超音波プローブが診断部位に当接した状態を示す状態図である。 図１０Ａに示す保持プレートによる超音波トランスデューサの保持構造を拡大して示す拡大図である。 図１０Ａに示す超音波トランスデューサの断面形状が円形断面形状である場合を対向面側から示す図である。 図１０Ａに示す超音波トランスデューサの断面形状が三角形断面形状である場合を対向面側から示す図である。 図１０Ａに示す超音波トランスデューサの断面形状が六角形断面形状である場合を対向面側から示す図である。 本発明の実施形態２に係る超音波プローブの外観図である。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照しながら詳しく説明する。なお、同一の構成要素には同一の参照符号を付して、説明を省略する。

図１は、本発明の実施形態に係る超音波診断装置Ｓの全体構成の概略を示す構成図であり、図２は、超音波診断装置Ｓの内部構成の概略を示すブロック構成図である。図１及び図２に示すように、この超音波診断装置Ｓは、本発明の実施形態に係る超音波プローブ（超音波探触子）１と、装置本体２とを有して大略構成される。

なお、超音波プローブ１及び装置本体２の電気的構成及び相互の信号送受信について以下にまず説明し、その後に、この超音波プローブ１における超音波トランスデューサ１０近傍の構成について説明する。

超音波プローブ１は、リニアスキャン方式、コンベックススキャン方式、セクタスキャン方式等の体外式プローブでも良いし、ラジアルスキャン方式等の超音波内視鏡用プローブでも良い。図２に示すように、超音波プローブ１は、１次元又は２次元のトランスデューサアレイを構成する複数の超音波トランスデューサ１０と、複数チャンネルの送受信部２０と、シリアル化部３０と、プローブ側制御及び遅延処理部４０と、伝送回路５０とを含んでいる。

複数の超音波トランスデューサ１０は、印加される複数の駆動信号に従って超音波を送信すると共に、伝搬する超音波エコーを受信して複数の受信信号を出力する。各超音波トランスデューサは、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Ｐｂ（ｌｅａｄ） ｚｉｒｃｏｎａｔｅ ｔｉｔａｎａｔｅ）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン：ｐｏｌｙｖｉｎｙｌｉｄｅｎｅ ｄｉｆｌｕｏｒｉｄｅ）に代表される高分子圧電素子等の圧電性を有する材料（圧電体）の両端に電極を形成した振動子によって構成される。

そのような振動子の電極に、パルス状又は連続波の電圧を印加すると、圧電体が伸縮する。この伸縮により、それぞれの振動子からパルス状又は連続波の超音波が発生し、それらの超音波の合成によって超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することによって伸縮し、電気信号を発生する。それらの電気信号は、超音波の受信信号として出力される。

複数チャンネルの送受信部２０は、プローブ側制御及び遅延処理部４０の制御の下で複数の駆動信号を生成して、それらの駆動信号を複数の超音波トランスデューサ１０に供給すると共に、複数の超音波トランスデューサ１０から出力される複数の受信信号に対して直交検波処理等を施して得られたサンプルデータをシリアル化部３０に供給する。

図３は、図２に示す送受信部の第１の構成例を示す図である。図３に示すように、各チャンネルの送受信部２０は、送信回路２１と、プリアンプ２２と、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）２３と、アナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）２４と、直交検波処理部２５と、サンプリング部２６ａ及び２６ｂと、メモリ２７ａ及び２７ｂとを含んでいる。ここで、送信回路２１〜直交検波処理部２５は、信号処理手段を構成している。

送信回路２１は、例えば、パルサによって構成されており、プローブ側制御及び遅延処理部４０の制御の下で駆動信号を生成して、生成された駆動信号を超音波トランスデューサ１０に供給する。図２に示すプローブ側制御及び遅延処理部４０は、伝送回路５０から出力される走査制御信号に基づいて、複数チャンネルの送信回路２１の動作を制御する。例えば、プローブ側制御及び遅延処理部４０は、走査制御信号によって設定された送信方向に応じて、複数の遅延パターンの中から１つのパターンを選択し、そのパターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサ１０の駆動信号にそれぞれ与えられる遅延時間を設定する。あるいは、プローブ側制御及び遅延処理部４０は、複数の超音波トランスデューサ１０から一度に送信される超音波が被検体の撮像領域全体に届くように遅延時間を設定しても良い。

複数チャンネルの送信回路２１は、プローブ側制御及び遅延処理部４０によって選択された送信遅延パターンに基づいて、複数の超音波トランスデューサ１０から送信される超音波が超音波ビームを形成するように複数の駆動信号の遅延量を調節して複数の超音波トランスデューサ１０に供給し、あるいは、複数の超音波トランスデューサ１０から一度に送信される超音波が被検体の撮像領域全体に届くように複数の駆動信号を複数の超音波トランスデューサ１０に供給する。

プリアンプ２２は、超音波トランスデューサ１０から出力される受信信号（ＲＦ信号）を増幅し、ＬＰＦ２３は、プリアンプ２２から出力される受信信号の帯域を制限することにより、Ａ／Ｄ変換におけるエリアジングを防止する。ＡＤＣ２４は、ＬＰＦ２３から出力されるアナログの受信信号をデジタルの受信信号に変換する。例えば、超音波の周波数が５ＭＨｚ程度であるとすれば、４０ＭＨｚのサンプリング周波数が用いられる。その場合において、生体内での音速を約１５３０ｍ／ｓｅｃとすると、１サンプルに相当する生体内距離は約０．０３８ｍｍとなる。したがって、超音波の往復を考慮すると、８１９２個のサンプルの取得によって、約１５．７ｃｍの深度までのデータを得ることができる。

受信開口における超音波トランスデューサ１０の数を６４個とし、超音波診断画像の１フレームについて１００本の超音波受信ライン（音線）が必要であるとすれば、１フレームの画像を表示するために必要なデータ量は、８１９２×６４×１００≒５２×１０^６個となり、毎秒１０フレームの画像を表示するためには、約５２０×１０^６個／秒のデータ転送が必要となる。ここで、超音波診断画像に必要な分解能は、通常、１個のデータについて１２ビット程度であるから、上記のデータを伝送するためには、約６２４０Ｍｂｐｓの伝送ビットレートが必要となる。

このように、ＲＦ信号のままでデータの直列化を行うと、伝送ビットレートが極めて高くなり、通信速度やメモリの動作速度がそれに追いつかない。一方、複数の超音波トランスデューサ１０からのＲＦ信号を合成してビームの位相を整合するビームフォーミング処理の後でデータの直列化を行うと、伝送ビットレートを低減することができる。しかしながら、受信フォーカス処理のための回路は、規模が大きく、超音波探触子の中に組み込むことは困難である。そこで、本実施形態においては、受信信号に対して直交検波処理等を施して受信信号の周波数帯域をベースバンド周波数帯域に落としてからデータの直列化を行うことにより、伝送ビットレートを低減させている。

直交検波処理部２５は、受信信号に対して直交検波処理を施し、複素ベースバンド信号（Ｉ信号及びＱ信号）を生成する。図３に示すように、直交検波処理部２５は、ミキサ（掛算回路）２５ａ及び２５ｂと、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）２５ｃ及び２５ｄとを含んでいる。ミキサ２５ａが、ＡＤＣ２４によってデジタル信号に変換された受信信号に局部発振信号ｃｏｓω_０ｔを掛け合わせて、ＬＰＦ２５ｃが、ミキサ２５ａから出力される信号にローパスフィルタ処理を施すことにより、実数成分を表すＩ信号が生成される。一方、ミキサ２５ｂが、ＡＤＣ２４によってデジタル信号に変換された受信信号に位相をπ／２だけ回転させた局部発振信号ｓｉｎω_０ｔを掛け合わせて、ＬＰＦ２５ｄが、ミキサ２５ｂから出力される信号にローパスフィルタ処理を施すことにより、虚数成分を表すＱ信号が生成される。

サンプリング部２６ａ及び２６ｂは、直交検波処理部２５によって生成された複素ベースバンド信号（Ｉ信号及びＱ信号）をサンプリング（再サンプリング）することにより、２チャンネルのサンプルデータをそれぞれ生成する。生成された２チャンネルのサンプルデータは、メモリ２７ａ及び２７ｂにそれぞれ格納される。

ここで、ベースバンド信号を、ベースバンド周波数帯域の２倍の周波数でサンプリングすれば、信号情報は保持される。したがって、サンプリング周波数は、５ＭＨｚであれば十分である。これにより、ＲＦ信号のままでデータの直列化を行う場合と比較して、サンプリング周波数が４０ＭＨｚから５ＭＨｚに低下するので、データ量は１／８となり、約１５．７ｃｍの深度までのサンプル数が１０２４個となる。ただし、包絡線検波によって信号情報を維持するためには、位相情報を保持しなければならないので、直交検波処理等によって複素ベースバンド信号（Ｉ信号及びＱ信号）を生成する必要があり、データのチャンネル数が２倍となる。

従って、１フレームの画像を表示するために必要なデータ量は、１０２４×６４×１００×２≒約１３．１×１０^６個となり、毎秒１０フレームの画像を表示するためには、分解能を１２ビットとして、約１５７２Ｍｂｐｓの伝送ビットレートが必要となる。また、サンプリング周波数を２．５ＭＨｚとすれば、約１５．７ｃｍの深度までのサンプル数が５１２個となり、データ量を更に半分に低減することができるので、伝送ビットレートを約７８６Ｍｂｐｓにすることができる。

図４Ａ及び図４Ｂは、図３に示すＡＤＣによるサンプリングとサンプリング部によるサンプリングとを比較して示す波形図である。図４Ａは、３つのチャンネルＣｈ．１〜Ｃｈ．３について、ＡＤＣ２４によるサンプリングを示しており、図４Ｂは、３つのチャンネルＣｈ．１〜Ｃｈ．３について、サンプリング部２６ａによるサンプリングを示している。図４Ａに示すようにＲＦ信号をサンプリングしてサンプルデータを伝送する場合と比較して、図４Ｂに示すようにベースバンド信号をサンプリングしてサンプルデータを伝送することにより、伝送ビットレートを大幅に低減することができる。

図５は、図２に示す送受信部の第２の構成例を示す図である。図５に示す第２の構成例においては、図３に示す第１の構成例におけるサンプリング部２６ａ及び２６ｂの替わりに時分割サンプリング部２６ｃが設けられており、メモリ２７ａ及び２７ｂの替わりにメモリ２７ｃが設けられている。

時分割サンプリング部２６ｃは、直交検波処理部２５によって生成されるＩ信号及びＱ信号を交互に時分割でサンプリング（再サンプリング）することにより、２系列のサンプルデータを生成する。例えば、時分割サンプリング部２６ｃは、Ｉ信号をｃｏｓω_０ｔの位相に同期してサンプリングし、Ｑ信号をｓｉｎω_０ｔの位相に同期してサンプリングする。生成された２系列のサンプルデータは、メモリ２７ｃに格納される。これにより、メモリ回路を１系統にすることができる。

図６は、図２に示す送受信部の第３の構成例を示す図である。図６に示す第３の構成例においては、図５に示す第２の構成例におけるミキサ２５ａ及び２５ｂの替わりに直交サンプリング部２５ｅが設けられている。

図７は、図６に示す直交サンプリング部の動作を説明するための波形図である。直交サンプリング部２５ｅは、ＡＤＣ２４によってデジタル信号に変換された受信信号をｃｏｓω_０ｔの位相に同期してサンプリングして第１の信号系列を生成すると共に、受信信号をｓｉｎω_０ｔの位相に同期してサンプリングして第２の信号系列を生成する。

更に、ＬＰＦ２５ｃが、直交サンプリング部２５ｅから出力される第１の信号系列にローパスフィルタ処理を施すことにより、実数成分を表すＩ信号が生成され、ＬＰＦ２５ｄが、直交サンプリング部２５ｅから出力される第２の信号系列にローパスフィルタ処理を施すことにより、虚数成分を表すＱ信号が生成される。これにより、図５に示すミキサ２５ａ及び２５ｂを省略することができる。

再び図２を参照すると、シリアル化部３０は、複数チャンネルの送受信部２０によって生成されたパラレルのサンプルデータを、シリアルのサンプルデータに変換する。例えば、シリアル化部３０は、１２８チャンネルのパラレルのサンプルデータを、１〜４チャンネルのシリアルのサンプルデータに変換する。これにより、超音波トランスデューサ１０の数と比較して、伝送チャンネル数が大幅に低減される。

伝送回路５０は、装置本体２から走査制御信号を受信して、受信した走査制御信号を複数の送受信部２０に出力すると共に、シリアル化部３０によって変換されたシリアルのサンプルデータを装置本体２に送信する。超音波プローブ１と装置本体２との間の信号伝送は、例えば、ＡＳＫ（Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ Ｓｈｉｆｔ Ｋｅｙｉｎｇ）、ＰＳＫ（Ｐｈａｓｅ Ｓｈｉｆｔ Ｋｅｙｉｎｇ）、ＱＰＳＫ（Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ｐｈａｓｅ Ｓｈｉｆｔ Ｋｅｙｉｎｇ）、１６ＱＡＭ（１６ Ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ Ａｍｐｌｉｔｕｄｅ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）等の通信方式を用いて、無線で行われる。ＡＳＫ又はＰＳＫを用いる場合には、１系統で１チャンネルのシリアルデータを伝送することが可能であり、ＱＰＳＫを用いる場合には、１系統で２チャンネルのシリアルデータを伝送することが可能であり、１６ＱＡＭを用いる場合には、１系統で４チャンネルのシリアルデータを伝送することが可能である。

超音波プローブ１の電源電圧は、超音波プローブ１と装置本体２との間の信号伝送が有線で行われる場合には装置本体２から供給され、超音波プローブ１と装置本体２との間の信号伝送が無線で行われる場合にはバッテリー等によって供給される。超音波プローブ１の電源電圧を装置本体２から供給する場合には、超音波プローブ１と装置本体２との間に接続される信号線を利用してファントム給電を行っても良い。

以上において、直交検波処理部２５（図３）、サンプリング部２６ａ及び２６ｂ（図３）、時分割サンプリング部２６ｃ（図５）、直交サンプリング部２５ｅ（図６）、ＬＰＦ２５ｃ及び２５ｄ（図６）、及び、シリアル化部３０は、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：現場でプログラミング可能なゲートアレイ）等のデジタル回路によって構成しても良いし、中央演算装置（ＣＰＵ）と、ＣＰＵに各種の処理を行わせるためのソフトウェア（プログラム）とによって構成しても良い。

汎用回路であるＦＰＧＡを用いる場合には、回路規模を縮小しても、内蔵される電子部品の数には余り影響しない。しかしながら、回路規模が小さくなるとＦＰＧＡの容量が小さくて済むので、より小さな電子部品を使用することが可能となり、実装面積に大きく影響する。あるいは、直交検波処理部２５をアナログ回路によって構成することにより、ＡＤＣ２４を省略しても良い。その場合には、サンプリング部２６ａ及び２６ｂ、又は、時分割サンプリング部２６ｃによって、複素ベースバンド信号のＡ／Ｄ変換が行われる。

一方、図２に示す装置本体２は、伝送回路６０と、走査制御部７０と、受信フォーカス処理部８０と、Ｂモード画像信号生成部９０と、表示部１００と、操作部１１０と、制御部１２０と、格納部１３０とを有している。

走査制御部７０は、超音波ビームの送信方向を順次設定して走査制御信号を生成する。伝送回路６０は、走査制御部７０によって生成された走査制御信号を超音波プローブ１に送信すると共に、超音波プローブ１からシリアルのサンプルデータを受信する。走査制御部７０は、超音波エコーの受信方向を順次設定して、受信フォーカス処理部８０を制御する。

受信フォーカス処理部８０は、超音波プローブ１から受信したサンプルデータに対して受信フォーカス処理を施すことにより、超音波の受信方向に沿った音線信号を生成する。受信フォーカス処理部８０は、メモリ８１と、整相加算部８２とを含んでいる。メモリ８１は、超音波プローブ１から受信したシリアルのサンプルデータを順次格納する。整相加算部８２は、走査制御部７０において設定された受信方向に基づいて、複数の受信遅延パターンの中から１つのパターンを選択し、その受信遅延パターンに基づいて、サンプルデータによって表される複素ベースバンド信号に遅延を与えて加算することにより、受信フォーカス処理を行う。この受信フォーカス処理により、超音波エコーの焦点が絞り込まれたベースバンド信号（音線信号）が生成される。

Ｂモード画像信号生成部９０は、受信フォーカス処理部８０によって形成された音線信号に基づいて、被検体内の組織に関する断層画像情報であるＢモード画像信号を生成する。Ｂモード画像信号生成部９０は、ＳＴＣ（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｔｉｍｅ ｃｏｎｔｒｏｌ）部９１と、ＤＳＣ（ｄｉｇｉｔａｌ ｓｃａｎ ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ：ディジタル・スキャン・コンバータ）９２とを含んでいる。ＳＴＣ部９１は、受信フォーカス処理部８０によって形成された音線信号に対して、超音波の反射位置の深度に応じて、距離による減衰の補正を施す。ＤＳＣ９２は、ＳＴＣ部９１によって補正された音線信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）し、階調処理等の必要な画像処理を施すことにより、Ｂモード画像信号を生成する。表示部１００は、例えば、ＬＣＤ等のディスプレイ装置を含んでおり、Ｂモード画像信号生成部９０によって生成されたＢモード画像信号に基づいて超音波診断画像を表示する。

制御部１２０は、操作部１１０を用いたオペレータの操作に従って、走査制御部７０等を制御する。本実施形態においては、走査制御部７０、整相加算部８２、Ｂモード画像信号生成部９０、及び、制御部１２０が、中央演算装置（ＣＰＵ）と、ＣＰＵに各種の処理を行わせるためのソフトウェア（プログラム）とによって構成されるが、それらをデジタル回路やアナログ回路で構成しても良い。上記のソフトウェア（プログラム）は、格納部１３０に格納される。格納部１３０における記録媒体としては、内蔵のハードディスクの他に、フレキシブルディスク、ＭＯ、ＭＴ、ＲＡＭ、ＣＤ−ＲＯＭ、又は、ＤＶＤ−ＲＯＭ等を用いることができる。

図８は、本発明の実施形態における変形例１に係る超音波プローブの内部構成の概略を示すブロック構成図である。図８に示す超音波プローブ１ａにおいては、図２に示す超音波プローブ１に対し、超音波プローブに設けられている複数の超音波トランスデューサ１０と送受信部２０との間の接続関係を切り換える切換回路１１が追加されている。

一般に、リニアスキャン方式やコンベックススキャン方式の超音波プローブにおいては、送受信における開口が順次切り換えられながら被検体の走査が行われる。超音波プローブ１ａに設けられている超音波トランスデューサの数をＮとし、同時に使用される超音波トランスデューサの数をＭとすると（Ｍ＜Ｎ）、切換回路１１は、Ｎ個の超音波トランスデューサの内からＭ個の超音波トランスデューサを選択し、選択されたＭ個の超音波トランスデューサをＭ個の送受信部２０にそれぞれ接続する。これにより、図２に示す超音波プローブ１と比較して、送受信部２０の数を低減することができる。

図９は、本発明の実施形態における変形例２に係る超音波プローブの内部構成の概略を示すブロック構成図である。図９に示す超音波プローブ１ｂにおいては、図８に示す超音波プローブ１ａに対し、超音波受信時において２個の超音波トランスデューサ１０から出力される受信信号を加算する加算回路１２が追加されている。超音波送信時においては、加算回路１２は、送受信部２０から供給される駆動信号を２個の超音波トランスデューサ１０に並列的に供給する。

一般に、リニアスキャン方式やコンベックススキャン方式の超音波プローブにおいては、送受信方向が超音波トランスデューサの配列面に対して垂直とされるので、送受信における遅延量は、超音波ビームに対して対称となる。したがって、Ｍ個の超音波トランスデューサによって形成される送受信開口において、第１番目の超音波トランスデューサと第Ｍ番目の超音波トランスデューサとについては遅延量が等しいので、受信信号Ｒ_１と受信信号Ｒ_Ｍとを加算することができる。同様に、第２番目の超音波トランスデューサと第（Ｍ−１）番目の超音波トランスデューサとについては遅延量が等しいので、受信信号Ｒ_２と受信信号Ｒ_{（Ｍ−１）}とを加算することができる。これにより、図７に示す超音波プローブ１ａと比較して、送受信部２０の数を半分にすることができ、また、超音波プローブ１ｂと超音波診断装置本体２との間の伝送ビットレートを半分にすることができる。

＜超音波プローブの超音波トランスデューサ近傍の構成の説明＞
［実施形態１］
図１０Ａは、この実施形態１に係る超音波プローブ１の超音波トランスデューサ１０近傍における内部構成の概略を示す側方断面図である。超音波プローブ１は、被検体（患者）を診断する際に、患者の診断部位Ｐに対向する対向面３を有しており、その対向面３から複数の超音波トランスデューサ１０がその前端部１０ａを突出させて配置されている。この超音波トランスデューサ１０の前端部１０ａは、超音波トランスデューサ１０と診断部位Ｐとの音響インピーダンス差を吸収するための整合層が設けられていてもよいし、超音波をフォーカスさせるための音響レンズが設けられていてもよい。

複数の超音波トランスデューサ１０が、図１０Ａにおける左右方向（図中Ｘ方向）に沿って、一列に隣接配置されている。隣接する超音波トランスデューサ１０同士の間隔は必要な限度において充分に小さくされており、超音波トランスデューサ１０と超音波トランスデューサ１０との間には、センサー等は配置されない。したがって、超音波トランスデューサ１０間に隙間が存在することに起因する超音波強度のバラツキや診断不能領域の発生は極力低減されている。

この複数の超音波トランスデューサ１０は、保持プレート（保持部材）４によって保持されている。図１１は、この保持プレート４による超音波トランスデューサ１０の保持構造を拡大して示す拡大図である。保持プレート４には、超音波トランスデューサ１０に各々対応するように貫通孔４ａが形成されている。その貫通孔４ａに超音波トランスデューサ１０が嵌合され、超音波トランスデューサ１０は、図１０Ａ中の上下方向（図中Ｙ方向）に沿って各々独立に移動可能とされている。その結果、超音波トランスデューサ１０は、対向面３から、いわゆるピンレリーフ様に、進退可能に構成されている。

超音波トランスデューサ１０の後端部１０ｂは、バネ（付勢手段）５によって進出方向（図１０Ａにおける下方）に付勢されている。そのため超音波トランスデューサ１０は、常に進出方向に付勢された状態で対向面４から前端部１０ａが突出している。なお、後端部１０ｂは、貫通孔４ａのサイズよりも大きい幅広部とされているので、バネ５によって付勢しても超音波トランスデューサ１０が保持プレート４から脱落する虞はない。

図１１においては、超音波トランスデューサ１０の断面形状（進退方向に直交する方向における断面形状）が長方形とされているが、もちろんこの超音波トランスデューサ１０の断面形状は適宜選択可能である。例えば、図１２Ａに示すように、超音波トランスデューサ１０が円形断面形状を有していてもよいし、図１２Ｂに示すように、三角形断面形状を有していてもよい。また、図１２Ｃに示すように、六角形断面形状を有していてもよい。列状に隣接配置した場合において、なるべく超音波トランスデューサ１０の有効占有面積（所定面積のうち超音波トランスデューサ１０の断面積の合計が占める割合）を大きくするには、多角形断面形状を有することが好ましい。その方が、送信する超音波の強度バラツキ低減に貢献できるし、診断部位Ｐの情報をより多く取得することができる。

複数の超音波トランスデューサ１０のすべてが保持プレート４によって進退方向に移動可能に保持されているが、各超音波トランスデューサ１０はそれぞれ他の超音波トランスデューサ１０の移動の影響を受けることなく、独立して進退可能に構成されている。そして、本実施形態１においては、その進退方向は、対向面３に対して直交する方向（Ｙ方向）に設定されており、各超音波トランスデューサ１０はＹ方向に沿って各々平行に進退可能となっている。

図１０Ｂは、この超音波プローブ１を診断部位Ｐとしての乳頭部Ｐ１を含む***に接触させた状態を示す図である。図１０Ｂに示すように、各超音波トランスデューサ１０は超音波プローブ１の接触によって退避方向へと押し込まれており、診断部位Ｐの形状（プロファイル）に従って独立して退避移動している。したがって、局所的に凸形状を有する乳頭部Ｐ１においても、対応する超音波トランスデューサ１０のみがその形状に対応して退避し、他の超音波トランスデューサ１０の移動に影響しない。このような診断部位Ｐ形状においても、この超音波プローブ１は高い形状追従性を発揮する。

図１１に示すように、保持プレート４には、各超音波トランスデューサ１０の進退量を検出するための進退量センサー（検出手段）６が超音波トランスデューサ１０ごとに設けられている。この進退量センサー６は、例えば公知のロータリーエンコーダーを有して構成され、そのエンコーダー部６ａが超音波トランスデューサ１０の側面部１０ｃに当接している。そして、超音波トランスデューサ１０の進退方向の移動に伴ってエンコーダー部６ａが回転することにより、そのエンコーダー部６ａの回転が検出されて超音波トランスデューサ１０の進退量が検出されるようになっている。そして、この検出された各超音波トランスデューサ１０の進退量に基づいて、超音波の送受信における遅延処理が行われる。

進退量センサー６は、図２に示すように各々プローブ側制御及び遅延処理部４０へと接続されており、進退量センサー６による検出信号は、遅延処理部として機能するプローブ側制御及び遅延処理部４０へと送信されるようになっている。プローブ側制御及び遅延処理部４０は、超音波トランスデューサ１０ごとの進退量に基づき、各超音波トランスデューサ１０に適切な遅延時間を算出する。この遅延時間は、例えば、隣接する超音波トランスデューサ１０同士の進退量の相対差に相当する距離を超音波が伝播するのに必要な時間として算出される。そして、走査制御部７０によって設定された送信方向に基づく遅延時間に、この進退量に基づく遅延時間を加味して、各送受信部２０を駆動する。それにより、超音波トランスデューサ１０ごとの進退量のバラツキに起因する超音波送信タイミングの誤差を補正することができる。

一方、診断部位Ｐからの超音波エコーを受信する際にも、送受信部２０からの信号がいったんプローブ側制御及び遅延処理部４０へと送信される。そして、超音波トランスデューサ１０ごとの進退量に基づく遅延処理が行われてシリアル化部３０へと送信され、伝送回路５０を介して装置本体２側へと送信されるようになっている。そして、そのシリアル信号が装置本体２内の伝送回路６０から受信フォーカス処理部８０へと送信される。

受信フォーカス処理部８０内の整相加算部８２では、設定された受信遅延パターンに対してプローブ側制御及び遅延処理部４０によって算出された各超音波トランスデューサ１０ごとの遅延時間を加味してベースバンド信号の生成を行う。そして、そのベースバンド信号がＢモード画像信号生成部（画像処理部）９０へと送信され、エコー画像が表示部１００に表示される。

このように、超音波送信時においても超音波エコー受信時においても、プローブ側制御及び遅延処理部４０を介して超音波トランスデューサ１０ごとの進退量に基づく遅延処理が行われることにより、進退量バラツキに起因するタイミングの誤差が補正され、適正なエコー画像表示を実現することができる。

また、このプローブ側制御及び遅延処理部４０は、プロファイル表示部としての機能も発揮し、各進退量センサー６からの検出進退量に基づいて診断部位Ｐのプロファイル（表面形状）を生成する。そして、生成したプロファイルの情報をシリアル化部３０、伝送回路５０を介して装置本体２側へと送信し、装置本体２の表示部１００にエコー画像と共に診断部位Ｐのプロファイル画像を表示するようになっている。

［実施形態２］
図１３は、本発明の実施形態２に係る超音波プローブ１の外観図である。図１３においては、超音波プローブ１の対向面３側から図示している。この実施形態２に係る超音波プローブ１においては、複数の超音波トランスデューサ１０が、Ｘ方向及びＺ方向に２次元的に隣接配置されている。そのため、この超音波プローブ１を用いた超音波診断装置をオートスキャンタイプの診断装置として使用することができ、特定断面における診断部位Ｐの超音波断面画像だけでなく、奥行き方向（図中Ｚ方向に相当）における断面情報をも有した３次元の超音波診断画像を表示することができる。

以上、本発明の好ましい実施の形態を説明したが、本発明はこれらに限定されるものではなく、その要旨の範囲内で様々な変形や変更が可能である。

例えば、超音波プローブ１は、対向面がコンベックス形状とされたコンベックススキャン方式の超音波プローブであってもよい。また、そのコンベックススキャン方式の超音波プローブにおいて、各超音波トランスデューサが各々平行に配置されており、相互に平行に進退移動するものであってもよいし、各超音波トランスデューサがコンベックスの曲面に対して直交するように略放射状に配置され、その放射方向に沿って各超音波トランスデューサが進退移動するように構成されてもよい。

なお、上記実施形態においては、バネ５によって超音波トランスデューサ１０を進出方向に付勢した場合について説明した。しかしながら、超音波プローブ１は、殆どの場合対向面３を下向きにして診断に用いられるので、例えば、特段の部材を用いずに、超音波トランスデューサ１０が自身の自重を付勢手段として進出方向に付勢されるようになっていてもよい。

また、進退量センサー４としては、本実施形態において説明したロータリーエンコーダー以外にも、超音波トランスデューサの側面に貼付したエンコーダーを利用して進退量を計測するリニアエンコーダ、レーザや赤外光等の投受光により後端部１０ｂまでの距離を計測する測長センサーを用いることができる。また、診断用の超音波とは異なる超音波を利用して後端部１０ｂまでの距離を計測する測距素子を進退量センサーとして利用することもできる。

本発明は、超音波を送受信することにより生体内の臓器等の撮像を行って、診断のために用いられる超音波診断画像を生成する超音波診断装置に利用することが可能である。

Ｐ：診断部位
Ｐ１：乳頭部
Ｓ：超音波診断装置
Ｘ，Ｙ、Ｚ：方向
１：超音波プローブ（超音波探触子）
２：装置本体
３：対向面
４：保持プレート（保持部材）
４ａ：貫通孔
５：バネ（付勢手段）
６：進退量センサー（検出手段）
６ａ：エンコーダー部
１０：超音波トランスデューサ
１０ａ：前端部
１０ｂ：後端部
１０ｃ：側面部
１１：切換回路
１２：加算回路
２０：送受信部
２１：送信回路
２２：プリアンプ
２３：ＬＰＦ
２４：ＡＤＣ
２５：直交検波処理部
２５ａ、２５ｂ：ミキサ
２５ｃ、２５ｄ：ＬＰＦ
２５ｅ：直交サンプリング部
２６ａ，２６ｂ：サンプリング部
２６ｃ：時分割サンプリング部
２７ａ〜２７ｃ：メモリ
３０：シリアル化部
４０：プローブ側制御及び遅延処理部（遅延処理部、プロファイル表示部）
５０：伝送回路
７０：走査制御部
８０：受信フォーカス処理部
８１：メモリ
８２：整相加算部
９０：Ｂモード画像信号生成部（画像処理部）
９１：ＳＴＣ
９２：ＤＳＣ
１００：表示部
１１０：操作部
１２０：制御部
１３０：格納部

Claims (8)

1. 被検体の診断部位に対向面を対向させて、該診断部位に対して超音波を送信すると共に該診断部位からの超音波エコーを受信する超音波診断用の超音波プローブであって、
   前記診断部位に接触させるために前記対向面において列状に相互に隣接配置された複数の超音波トランスデューサを有し、
   該複数の超音波トランスデューサが、
   前記診断部位との接触に基づき前記対向面に対して各々が独立して進退可能とされている超音波プローブ。
2. 前記複数のトランスデューサが、前記対向面に直交する方向に沿って進退可能である請求項１に記載の超音波プローブ。
3. 前記複数のトランスデューサが、前記対向面において２次元的に列状配置されている請求項１に記載の超音波プローブ。
4. 前記複数の超音波トランスデューサを、前記対向面から進出する方向に付勢する付勢手段を更に有する請求項１に記載の超音波プローブ。
5. 前記複数の超音波トランスデューサの進退量を検出する検出手段を更に有する請求項１に記載の超音波プローブ。
6. 前記超音波トランスデューサの前記進退方向に直交する方向における断面形状が、多角形状である請求項１に記載の超音波プローブ。
7. 請求項５に記載の超音波プローブと、
   該超音波プローブが受信した超音波エコーに対し、前記各々の超音波トランスデューサの進退量に基づく遅延処理を実行する遅延処理部と、
   該遅延処理後の前記超音波エコーからエコー画像を生成する画像処理部と、
   該エコー画像を表示する表示部と、を備えた超音波診断装置。
8. 前記各々の超音波トランスデューサの進退量に基づき前記診断部位のプロファイルを前記表示部に表示させるプロファイル表示部を更に有する請求項７に記載の超音波診断装置。

Images