JP4582827B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に超音波を送信し、その反射波を受波して超音波診断画像を得る、いわゆる超音波診断装置に関するものであり、特に、単位時間内の走査回数を増加させることによってリアルタイム性と血流検出能の大幅な向上を図った超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波パルスを被検体内に放射し、各組織からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は超音波断層法と超音波ドップラ法の２つの技術開発により近年急速な進歩を遂げた。今日最も普及している電子走査型の超音波診断装置は、配列型の超音波トランスデューサを用い、これを電子的に高速制御し走査することによってリアルタイム表示が可能である。
【０００３】
図２は従来例に係るセクタ電子走査型の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。超音波プローブにおいて配列される振動子４の素子数をＭとする。超音波を生体内（あるいは媒質内）に向けて送信する場合には、まず送信レート信号発生器１によって超音波パルスの繰返し周期を決定するレートパルスが出力される。このパルスはＭチャンネルから構成される送信遅延回路２に送られ、送信時の超音波ビームの集束距離（Ｆ０）を決定する遅延時間τｆと所定方向（θ０）に超音波ビームを偏向させるための遅延時間τｓが与えられたのち、Ｍチャンネルの振動子駆動回路（パルサ）３に供給される。そして、ｍ番目の遅延回路において設定される遅延時間τ（ｍ）はτｆ（ｍ）＋τｓ（ｍ）であって、τｆおよびτｓは次式（１）に示すように設定される。
【０００４】
τｆ（ｍ）＝ｄ^２｛（Ｍ−１）^２−（２ｍ−Ｍ−１）^２｝／８ＶＦ０
τｓ（ｍ）＝（ｍ−１）ｄsin θ０／Ｖ …（１）
ただし、ｄは振動子配列間隔、Ｖは生体内音速、Ｆ０は焦点距離、θ０は偏向角である。
【０００５】
このパルサ３では、超音波振動子４を駆動して超音波を発生させるための駆動パルスが形成される。なお駆動パルスのタイミングは送信遅延回路２の出力に応じて決定される。この駆動回路３の出力は超音波振動子４に供給され、これにより同振動子４は駆動されて超音波を発生する。
【０００６】
超音波振動子４から生体内に放射された超音波の一部は、臓器の境界面あるいは生体組織の音響散乱体にて反射される。この反射波は再び超音波振動子４によって受信され、電気信号に変換される。この受信信号はプリアンプ５を介した後、送信時と同様に、受信時の超音波ビームの集束距離を決定する遅延時間、および超音波ビームの偏向角度（受信指向性）を決定する遅延時間を与えるＭチャンネルの受信遅延回路６を経て加算器７に送られる。Ｍチャンネルの受信遅延回路６からの出力信号は加算器７にて加算合成され、対数増幅器８、包絡線検波回路９にて対数圧縮、検波され、Ａ／Ｄ変換された後に画像メモリ１１に一旦ストアされる。さらに、ストアされた信号はテレビフォーマットに変換され、テレビモニタ１３にて超音波断層像として表示される。
【０００７】
また、加算器７からの他の出力は２つの直交位相検波回路に送られる。すなわち、先ずはミキサ１４−１，１４−２に送られる。一方、基準信号発生器２０からは所定の周波数（一般には超音波周波数ｆｏにほぼ等しい周波数が用いられる）をもった連続波が出力され、π／２移送器１５にてその位相が９０度シフトされてミキサ１４−１に入力される。また、ミキサ１４−２には基準信号発生器２０の出力が直接入力される。このミキサ１４−１，１４−２の出力はローパスフィルタ１６−１，１６−２にて和の周波数成分が除去され、差の周波数成分のみが抽出される。この差の周波数をもった信号はＡ／Ｄ変換器１７−１，１７−２にてディジタル信号に変換された後、一旦メモリ（不図示）にストアされる。
【０００８】
ドップラ信号を算出するためには同一部位を連続的に走査し、そのときの複数（Ｎ）の信号を用いる必要がある。この場合の複数回の走査によって得られた信号はメモリにて一旦記憶され、所定数のデータが収集された時点において、同一部位で経時的に変化する１連の信号が抽出されると共に、ＭＴＩフィルタ２２−１，２２−２によって不要信号が除去される。さらにその出力はＦＦＴ回路１８にてドップラ信号の周波数分析に供される。
【０００９】
超音波血流イメージング法において表示される物理量は、スペクトルの中心（すなわち流速度の平均値）とスペクトルの分散値（すなわち流速の乱れの状態）およびパワー値（すなわちドップラ信号強度）である。これらの計算は演算器１９によって行われる。演算器１９によって算出された値は画像メモリ１１にて一旦記憶され、テレビモニタ１３において表示される。この演算器１９の出力は断層像上にカラーによって表示される場合が一般的である。
【００１０】
ところで、直交位相検波回路を構成するミキサ１４に入力された受信信号は、まず超音波の中心周波数とほぼ等しい周波数（ｆｏ）をもち、しかも互いに位相が９０度異なる２つの基準信号と乗算されるが、この乗算によって、ドップラ周波数（ｆｄ）成分の他にｆｄ＋２ｆｏの周波数成分が得られ、後者の成分は低域通過（ローパス）フィルタ１６によって除去される。ドップラ信号（ｆｄ）は一旦、Ａ／Ｄ変換器１７によってディジタル信号に変換された後、図示しないメモリにて記憶される。同一方向に複数回走査して得られた受信信号は同様にしてメモリにて一旦記憶された後、同一部位で経時的に変化する１連の信号として抽出され、ＭＴＩフィルタ２２によって血球からの反射波（ドップラ信号）と不要信号である血管壁や臓器などの固定反射体からの信号（クラッタ信号）とが分離される。
【００１１】
ドップラ信号とクラッタ信号はパルス繰返し周波数（ｆｒ）の間隔をもつ線スペクトルであり、このＭＴＩフィルタはｆｒの整数倍の位置にあるクラッタ信号を除去する「くし型」フィルタである。ＭＴＩ（Moving Target Indicator ）フィルタは、レーダー分野において、例えば航空機のように動いているもののみを抽出して表示する場合に使用されてきたフィルタ技術である。このようにして所定の深さにおけるＮ個の複素信号を抽出してＭＴＩフィルタやＦＦＴ回路１８に入力し、クラッタ信号の除去及びスペクトル演算が行われる。このような演算処理は２次元的に行われ、その結果はＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバータ）にて断層像信号と合成されて、さらにテレビフォーマット出力に変換された後カラーモニタ上に表示される。
【００１２】
次に、従来の超音波プローブについて述べる。図３は振動子を１次元に配列した場合のリニアアレイ超音波プローブの構造を示す斜視断面図である。このプローブでは走査方向に沿って複数個の振動子が１次元的に配列されて成る。同図に示すように、各々の振動子３０には超音波を送受信する媒質（生体）側とその反対側とに電極３１が装着され、また生体側の電極３１上には音響整合層（インピーダンスマッチング層）３２が設けられている。
【００１３】
整合層３２は生体と振動子３０との音響的インピーダンス（密度と音速の積）の差を調整し、波数の少ない超音波パルスを生体内に入射させるためのものである。さらに、整合層３２上にはシリコンゴムなどにより構成される音響レンズ３４が張り合わされている。この音響レンズ３４は超音波ビームを所定の距離において集束させ、走査方向に直交するスライス方向のビーム幅を狭めるためのものである。これら振動子３０や整合層３２あるいは音響レンズ３４等は支持台（バッキング材）３５上に固定される。
【００１４】
このように振動子が１次元的に配列されたプローブでは電子的、すなわち遅延時間の制御によって超音波ビームを集束させ、振動子配列方向（走査方向）のビーム幅を細くすることができる。なお、スライス方向については音響レンズを用いたビーム集束法が採用されている。この場合、音響レンズの曲率半径は固定であるため集束点も１点に固定される。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、フィルタ処理前の受信信号スペクトルには、図４に示すようにｆｄ±ｎｆｒ（ｎは整数）に生ずるドップラ信号の他に、±ｎｆｒにクラッタ信号成分が現れる。クラッタ信号とは血球からの反射波に混入した血管壁や血管周辺の臓器からの信号（特にサイドローブ等によるアーチファクト成分となる場合が多い）のことであり、その信号強度は一般にドップラ信号に対して４０ｄＢ程度大きい。したがって、このクラッタ信号を十分除去するためのフィルタリング技術が特に重要である。具体的には、フィルタの周波数分解能を向上する必要があり、そのためにはデータ数すなわち同一部位の走査回数（Ｎ）を増やす必要がある。
【００１６】
しかしながら、データ数を増やすことと、画像のフレーム数を上げることはトレードオフの関係にある。このため、特に心臓のような動きの早い臓器において、冠状動脈のようにクラッタ速度とあまり差のない低流速の血流を観測することは従来の超音波診断装置においては不可能であった。
【００１７】
また最近では、１次元アレイを機械的に移動させたり、２次元アレイを用いるなどして３次元的な走査を行ない、このような走査に基づく３次元画像を作成して表示する試みがなされている。
【００１８】
ここで、前者すなわち１次元アレイを機械的に移動させて３次元的な走査を行なう従来の超音波診断装置にあっては、装置の構成を比較的簡単にできるという反面、画像を得るまでに長時間を要し、また操作性が悪いうという欠点があった。一方、後者すなわち２次元アレイを用いて３次元的な走査を行なう従来の超音波診断装置にあっては、プローブを従来のものと同程度に小さく構成できる上、操作性に優れるという利点があるが、装置およびプローブ内部の構成が複雑となり実用的ではないという欠点があった。さらに、リアルタイムで３次元画像を得ようとすれば、大規模な並列同時受信回路が必要となり、回路規模が増大すると共に装置が極めて高価となるという欠点があった。
【００１９】
本発明は上述した事情を考慮してなされたものであり、その目的は回路規模を増大させることなく、また操作性を低下させることもなく、リアルタイム性の向上を図った超音波診断装置を提供することである。また、本発明の他の目的はプローブの発熱低減を図った超音波診断装置を提供することである。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決し目的を達成するために本発明の超音波診断装置は次のように構成されている。
【００２１】
本発明の超音波診断装置は、配列された複数個の超音波振動子から構成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を行うための超音波プローブと、セクタ走査を行う際の送信指向性の変化に伴って変化するビーム偏向のための第１の遅延時間により第１の方向に第１の送信指向性を有する第１の超音波ビームを送信し、前記第１の超音波ビームの送信によって生ずる反射波の全てが前記超音波振動子に到達する以前に、前記セクタ走査を行う際の送信指向性の変化に伴って変化するビーム偏向のための第２の遅延時間により前記第１の方向とは異なる第２の方向に第２の送信指向性を有する第２の超音波ビームを送信する送信手段と、特定の深さ領域からの反射波が前記超音波振動子に到達する期間においてのみ、前記第１の方向と同じ方向に第１の受信指向性を設定して第１の受信信号を得、前記第２の方向と同じ方向に第２の受信指向性を設定して第２の受信信号を得る受信手段と、前記受信手段から得られた第１及び第２の受信信号を信号処理して超音波診断画像を生成する生成手段と、前記超音波診断画像を表示する表示手段と、を具備し、前記送信手段は、前記第１の超音波ビームと重なり合うことを回避するための時間を前記第２の遅延時間に加えて前記第２の超音波ビームを送信することを特徴とする超音波診断装置である。
【００２２】
かかる構成によると、特定の深さ領域からの反射波が前記超音波振動子に到達する期間においてのみ、当該反射波の元となる送信超音波ビームと同一の方向に受信指向性を設定して受信信号を得るようにしているので、単位時間当たりの走査回数を大幅に増加させることができる。したがって、カラードップラ法や３次元表示法に求められてきたリアルタイム性と操作性のいずれをも満足し、しかも比較的低価格な装置を実現できる。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。
【００３１】
（第１実施形態）
本実施形態はリアルタイムで３次元画像を表示する超音波診断装置に関するものである。
【００３２】
近年、３次元画像は２次元画像（例えば断層像）よりも臓器全体の構造を把握し易く、また異常部位を見逃す頻度も低く、診断能に優れていることが基礎的な研究から明らかになりつつある。３次元画像を表示するためには少なくとも超音波分解能（ビーム幅）の１／２以下の走査ピッチで３次元空間を走査しなくてはならない。しかし、従来から知られているパルス反射法は最深部からの超音波が受信された後に次の送信パルスを放射するものとなっており、いかに電子走査法が高速であるとは言っても走査数の多い３次元走査では１枚の画像を構成するために要する時間が音速、走査数および観察深度によって制約される。このため３次元画像のリアルタイム表示は不可能であった。
【００３３】
このような問題を解決するため、電子走査型の超音波診断装置による並列同時受信法が開発された。この並列同時受信法は図５に示すように送信超音波ビームを拡散させて送信し、受信時においては並列に設けられた複数系統の遅延回路（同図では受信遅延回路Ａ，Ｂの２系統）によって受信指向性を決定することにより、複数方向の送受信を同時に行うものであり、このような並列同時受信法によればフレーム数を改善できる。とくに最近では受信遅延回路のデジタル化によって、タイムシェアリング技術による整相加算法を用いることができ、ハードウェアを増やすことなく４方向の並列同時受信を行うことが可能となった。
【００３４】
しかしながら、心臓などの診断で要求される毎秒３０フレーム以上の３次元動画像表示を実現するためには、更に４〜８倍のフレーム数の改善が必要となる。
【００３５】
本発明は第１のポイントは、体内の所定の部位（より具体的には「深さ」）を限定して画像を得る場合に、そのフレーム数を大幅に改善可能とするような走査（ここでは、仮に「ゲート交互走査法」と称する）を実現した点にある。
【００３６】
かかるゲート交互走査法は、２次元画像のカラー（パワー）ドップラ断層像表示において有効であるが、特にゲート交互走査法は３次元走査のように一枚の画像を得るために多くの走査を必要とする場合に有効である。ただし、ここでは説明を容易にするため、ゲート交互走査法をセクタ電子走査型の装置による２次元画像の撮影に適用した場合について説明する。
【００３７】
先ずは、図１に示した心臓の僧坊弁あるいはその周辺部の形状や運動機能を診断する場合を例にとって、ゲート交互走査法の原理を説明する。
【００３８】
図１（ａ）は肋骨の間において超音波ビームを送受信し、左心房と左心室の境界にある僧坊弁およびその周辺の画像を観察する様子を模式的に示している。ここで、図１（ｂ）に示すように深さ方向に沿って領域ａから領域ｄまでの４つの領域を考えた場合、僧坊弁およびその周辺の画像を得るためには、領域ｃからの超音波信号が得られれば良い。なお、領域の数あるいは領域の境界位置や画像化する間隔は任意であり、検者（医師）などが仮設定を行って得られた画像を観察しながら再設定してもよいし、最初は従来の断層像で全体像を大まかに観察したのち、その画像から最適な設定をすることも可能である。ただし、ここでは説明を簡単にするため各領域は等間隔とする。
【００３９】
ゲート交互走査法における送信パルスの間隔は次のように設定する。すなわち、例えば図１（ｂ）においてプローブ先端から領域ｃの前端までの距離をＳ１、後端までの距離をＳ２、ΔＳ＝Ｓ２−Ｓ１、また生体内の音速をＶとすれば、ΔＳの間の反射信号を受信するためには、後述する条件の下では送信パルス間隔Δｔを少なくとも２ΔＳ／Ｖ以上とすればよい。
【００４０】
次に、超音波の送受信方向について説明する。ここで画像角度をθｘ度とした場合、この範囲をたとえば４分割し、最初の走査では角度−θｘ／２の方向（方向１）に超音波を送受信し、次の約Δｔ秒後には−θｘ／４方向（方向２）に対して送受信を行う。さらに２Δｔ秒後、そして３Δｔ秒後には、０度（方向３）、＋θｘ／４方向（方向４）に向け送受信を行った後、４Δｔ秒後には−θｘ／２＋Δθ方向（方向５）に、さらに５Δｔ秒後、６Δｔ秒後・・・・には−θｘ／４＋Δθ（方向６）、Δθ（方向７）・・・・の順序で送受信方向を制御する。ただし、Δθは走査の最小ピッチである。
【００４１】
次に、図６に示すタイムチャートを参照してゲート交互走査法を説明する。
【００４２】
図６（ａ）は２次元画像を得る場合の従来の走査法を示す図であり、まず走査方向１の方向で超音波の送受信を行った後の４Δｔ秒後に、隣接した走査方向である方向５に対して送受信を行う。さらに８Δｔ秒後の走査方向は走査方向９のようになる（図１（ｂ）参照）。つまり、送信パルス間隔は最も深い領域ｄの後端部からの反射信号を受信するまでは次の送信パルスは送信できないため、少なくとも４Δｔ秒必要である。
【００４３】
これに対し、図６（ｂ）に示すゲート交互走査法では、Δｔ秒間隔で走査方向１、走査方向２、走査方向３に対して順次に超音波を送信した後、受信系の指向性を走査方向１に設定して領域ｃからの反射信号のみをΔｔ秒間受信し、さらに走査方向４に向けて送信を行った後、受信系の指向性を走査方向２に設定して領域ｃからの反射信号のみをΔｔ秒間受信する。このような動作を繰り返すことによって領域ｃの走査を従来よりも４倍のスピードで完了することができる。したがって画像のフレーム数を４倍ほど改善することができる。
【００４４】
ところで、心臓のように動きの早い臓器を観察する場合においてゲート交互走査を行うと、例えば走査方向１、走査方向５・・・・によって構成される画像と、走査方向２、走査方向６・・・によって構成される画像とのつなぎ目が連続して表示されないという問題が起こり得る。このため走査方向１と走査方向２はできるだけ接近していることが望ましい。
【００４５】
一方、超音波のビーム幅に対して上記２つの走査方向のなす角度を十分に広くする必要がある。そうしなければ、送信ビーム同士若しくは受信ビーム同士が、又は受信ビームと送信ビームとが互いに重なってしまう。このような場合、例えば走査方向１による領域ｃからの受信を行っている時に走査方向２による領域ｂからの受信波が受信され、混信が起こることにより画像上にアーチファクトが現れてしまうという問題が起こり得る。
【００４６】
このような２つの相反する問題を同時に回避するため、送信及び受信での超音波ビーム幅をできるだけ狭くしなくてはならない。ところで、従来では画像のフレーム数を高めるために２〜４段の並列同時受信を行う場合が多い。この技術はリアルタイム３次元画像表示において必須の技術であるが、前述したように送信ビームはビーム幅を拡散させるため、送信ビームにおけるビームの重なり合いが特に問題となる。
【００４７】
本発明の第２のポイントは、受信ビームのみならず送信ビームについても十分にフォーカッシングがなされた状態での走査を可能にする「並列同時送受信法」を実現した点にある。
【００４８】
図７は本発明に係る並列同時送受信法を示す図、図８は従来の並列同時受信法及び本発明に係る並列同時送受信法における送信遅延時間を示す図である。ここでも説明を簡単にするため、θ＝０を中心とする２段の並列同時（送）受信について述べる。
【００４９】
図８（ａ）に示すように従来の並列同時受信法では、送信方向はθ＝０、受信方向はθ＝−θｓとθ＝＋θｓであり、したがって送信時における振動子の駆動パルスの遅延時間は振動子の位置によらず一定（τｓ０）である。これに対し、図８（ｂ）に示すように本発明の並列同時送受信法では、送信時の駆動パルスにも受信時と同様に遅延時間τ−ｓ，τ＋ｓを、θ＝−θｓとθ＝＋θｓの方向に厳密に与える。
【００５０】
なお、実際の装置では分解能を向上するために超音波ビームを集束させるべく送信および受信にて集束用の遅延時間をさらに追加設定する必要があることについては既に述べたが、この集束用遅延時間の設定については説明を省略する。
【００５１】
ここで、先に述べたゲート交互走査法と並列同時送受信法と組み合わせる場合は、次のように構成すれば良い。すなわち、前述のゲート交互走査を行う際に、走査方向１，２，３・・・・・の各々の方向を中心に−θｓと＋θｓの２方向にて送受信を行うように構成する。たとえばθ＝−θｘ／２を中心とした送受信ではθ＝−θｘ／２−θｓとθ＝−θｘ／２＋θｓの方向で並列同時送受信を行うようにする。
【００５２】
次に、並列同時送受信方法の送信系に関る２つの構成例を説明する。
【００５３】
先ず、本発明の並列同時送受信法の送信系の第１の構成例について説明する。
【００５４】
図９は従来の送信系及び上記第１の構成例を説明するための図である。
【００５５】
従来の送信系は、図９（ａ）に示すようにレート信号発生器４０、送信遅延回路４１、パルサ回路４２、振動子４３が直列に接続されて成る。また、同図（ａ）に、レート信号発生器４０、送信遅延回路４１、パルサ４２の各出力波形に基づくタイムチャートを示す。
【００５６】
本発明の並列同時送受信法の送信系の第１の構成例は、図９（ｂ）に示すように、レート信号発生器４０と、並列同時送信系統数分（この実施形態では２系統）の送信遅延回路（Ａ４４−１及びＢ４４−２）と、加算器４５と、パルサ回路４２とによって構成される。また、同図（ｂ）に、レート信号発生器４０、送信遅延回路（Ａ４４−１及びＢ４４−２）、加算器４５、パルサ回路４２の各出力波形に基づくタイムチャートを示す。
【００５７】
このタイムチャートにより送信系の第１の構成の動作を説明する。まずレート信号発生器４０は、従来と同様に超音波の送信繰り返し周期を決定するパルスを発生する。上述したゲート交互走査においてはΔｔが、また従来の走査法では４Δｔがこれに相当する。この出力は２つの送信遅延回路（すなわち送信遅延回路Ａ４４−１、送信遅延回路Ｂ４４−２）に送られる。ここで送信遅延回路Ａ４４−１では送信パルスの指向性が−θｓ方向になるような遅延時間τ−ｓをもったトリガパルスが形成され、一方、送信遅延回路Ｂ４４−２では送信パルスの指向性が＋θｓ方向になるような遅延時間τ＋ｓにさらに一定値Ｔｘが加算された遅延時間をもったトリガパルスが形成される。これらの２つのトリガパルスは加算器４５にて合成（加算）され、パルサ回路４２にて図に示すようなインパルスが２つ合成されたダブルパルスがつくられ、このパルスによって振動子４３が駆動されて超音波が発生する。
【００５８】
上記遅延時間τ−ｓおよびτ＋ｓはセクタ走査を行う際の送信指向性の変化にともなって変化するが、そのいかなる場合であってもパルサ出力の２つのインパルスはそのリンギング応答を含めて重なり合うことがないように前記所定間隔Ｔｘの設定がなされる。例えば、通常のセクタ電子走査型の装置に用いられる遅延時間は０〜１０μｓｅｃであるためＴｘは２０〜３０μｓｅｃ程度に設定すればよい。この走査法では各アレイ振動子はそれぞれ約Ｔｘ離れた２つのパルスで駆動されて２つの超音波パルスを放射するが、それぞれのチャンネルのもつビーム偏向用の遅延時間τ−ｓ、τ＋ｓによって、ある程度の深さ以降ではこれら２つの超音波パルスは互いに分離される。
【００５９】
たとえば、最初の駆動によって放射された送信超音波は−θ方向にのみ強い指向性をもち、＋θ方向では無視できる程度に弱め合う。逆に、Ｔｘ秒後の第２の駆動で放射された送信超音波は＋θ方向にのみ強い指向性をもち、−θ方向では弱め合う。
【００６０】
このようにして間隔Ｔｘの差をもってほぼ同時に振動子から放射される超音波によって、２つの方向への同時送信が可能となる。一方、受信系では従来と同様に−θ方向と＋θ方向に指向性をもった受信回路をもっているため各々の方向の受信信号を分離して受信することが可能となる。なお、この方法では＋θ方向からの受信波は−θ方向からの受信波に対して常にＴｘだけ遅れて受信されることになるため、画像として表示する際にはその分を補正（すなわち＋θ方向からの受信波をＴｘ分早めて表示してやらなくてはならないが、技術的には容易に実現可能である。
【００６１】
つぎに、本発明の並列同時送受信法の送信系の第２の構成例について説明する。
【００６２】
図１０に示すように、この第２の構成例は、レート信号発生器４０と、並列同時送信系統数分（この実施形態では２系統）の送信遅延回路（Ａ４４−１及びＢ４−２）と、各々の送信遅延回路に接続される波形発生器（４７−１及び４７−２）と、デジタルの加算器４５と、Ｄ／Ａ変換器４６と、振動子駆動用リニアアンプ４８と、振動子４３とによって構成されている。また、同図に、レート信号発生器４０、送信遅延回路（Ａ４４−１及びＢ４４−２）、波形発生器（４７−１及び４７−２２）、加算器４５及びリニアアンプ４８の各出力波形に基づくタイムチャートを示す。
【００６３】
このタイムチャートにより送信系の第２の構成の動作を説明する。まず、レート信号発生器４０は超音波の送信繰り返し周期を決定するパルスを発生する。上述したゲート交互走査においてはΔｔが、また従来の走査法では４Δｔがこれに相当する。レート信号発生器４０からの出力は、２つの送信遅延回路（すなわち送信遅延回路Ａ４４−１、送信遅延回路Ｂ４４−２）に送られる。ここで送信遅延回路Ａ４４−１では、送信パルスの指向性が−θ方向になるような遅延時間τ−ｓをもった一連のトリガパルスが形成され、一方、送信遅延回路Ｂ４４−２では、送信パルスの指向性が＋θ方向になるような遅延時間τ＋ｓをもったトリガパルスが形成される。
【００６４】
これらの２つのトリガパルスはたとえばＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）で構成される波形発生器４７−１，４７−２に送られる。これら２つのＲＯＭにはあらかじめ送信波形（例えば超音波中心周波数と同じ周波数をもつ正弦波（１波）あるいはその包絡線がガウシアンとなるような超音波中心周波数と同じ周波数をもつ数波の正弦波など）がデータとしてあらかじめ記憶されており、それぞれの読みだしのタイミングを決定するトリガパルスが前記送信遅延回路４４から供給される。なお、読み出しには中央の制御回路（図示せず）から供給されるクロックパルスも必要となる。
【００６５】
波形発生器４７−１、波形発生器Ｂ４７−２からの出力はデジタル加算器４５にて合成（加算）された後、Ｄ／Ａ変換器４６にて駆動波形に変換される。この駆動波形は振動子駆動用リニアアンプ４８を介して振動子４３を駆動する。なお、タイミングチャートでは波形発生器４７および加算器４５の各出力の波形が示されているが、本来これらの構成部分はデジタル回路であるため、このような波形を実際観察することは不可能であるが、説明を容易にするために敢えてアナログ信号に変換して示してある。また、波形発生器４７や加算器４５の演算プロセスの具体的な構成については、Ｄ／Ａ変換器出力あるいはアンプ出力が図に示したように遅延時間の異なる２つの駆動波形が合成された形で得られれば、どのように構成されていても良い。たとえば、加算器４５からの出力信号と同等のものを他の演算器によって直接演算し発生させてもよい。本実施形態では２つの合成された駆動波形によって、振動子４３が駆動され超音波が発生される。
【００６６】
前記遅延時間τ−ｓおよびτ＋ｓは、セクタ走査を行う際の送信指向性の変化にともなって変化するため、２つの波形の位相が一致した場合にはその振幅が２倍となる。したがってそれだけの振幅特性をもったアンプの設計が必要となる。
この走査法では各アレイ振動子が２種類の送信駆動波形で同時に駆動されて超音波パルスを放射するが、それぞれのもつビーム偏向用の遅延時間τ−ｓ、τ＋ｓによってこれら超音波パルスは、ある程度の深さ以降では分離される。一方、受信系でも−θ方向と＋θ方向に指向性をもった受信回路をもっているため各々の方向の受信信号を分離して受信することが可能となる。
【００６７】
なお、上述した並列同時送受信の送信系に係る第１の構成例および第２の構成例のいずれにおいても並列送受信方向は２方向としたが、これに限定されるものではない。
【００６８】
ところで、前述の並列同時送受信を行った場合、第１の構成例に係る送信系にうおては単位時間あたりの送信パルス数が並列段数分だけ増加（４方向の場合は４倍増加）するし、また第２の構成例についても振幅や波数が増加し送信エネルギーが同様に並列段数分だけ増加する。このような場合においては、プローブの発熱が問題になる。
【００６９】
一般に、超音波診断装置では高画質を得るための最大の条件は良いＳ／Ｎを確保することであるとされている。そのためには、多くの超音波（音響）エネルギーを体内に入れることが望ましい。しかしながらその一方で、生体に対する安全規格が定められており、生体内での音圧、あるいはプローブの生体との接触面の温度を規格値以内に収めなくてはならない。このため従来の装置ではその規格値を越えないように超音波エネルギーを抑えて生体に対し放射するようにしている。
【００７０】
本発明の並列同時送受信時における並列送信法では、前者の音圧に関しては複数の独立した部位に（方向に）送信を行うものであるためエネルギーが分散し大きな問題とならないが、後者の接触面温度に関しては、既に述べたように並列送信段数分だけ増加するため対策が必要となる。
【００７１】
プローブ先端部における発熱の大きな要因の１つに、空中放置時にプローブ内に蓄積される超音波エネルギーがある。本来、医用の超音波プローブではその放射面が生体に触れた時に生体内に超音波パルスが伝搬する。そして、プローブ放射面が空気の場合は振動子と空気の各々の音響インピーダンスの差が大きいため、音波は空中には伝搬せずに振動子内部あるいはプローブ内において多重反射を起こす。その際のエネルギーはプローブ内部に蓄積される。
【００７２】
このようなメカニズムを考えると超音波診断では診断中よりも診断の合間、すなわちプローブを生体から離した時に大きな発熱をしていることになる。
【００７３】
図１１は発熱対策を講じた場合の構成を示すブロック図である。同図に示すように、かかる構成は検波回路９に対しゲート回路２５が接続され、このゲート回路２５に対し積分回路２６、比較器２７、電圧制御回路２８が直列に接続されて成る。
【００７４】
図１２は発熱対策の原理を示すタイミングチャートである。同図（ａ）はレートパルスを示し、その立ち上がりのタイミングで送信パルスが放射される。同図（ｂ）はプローブが生体面に接触しているときの受信信号（検波後の信号）を示し、１レート区間の間において生体内からの反射信号が長時間に亘り受信される。これに対し同図（ｅ）はプローブが空気負荷になっているときの反射信号を示し、プローブ内での多重反射による信号が送信パルス放射の直後に見られるが、それ以降受信信号は得られなくなる。これらの受信信号の特徴の違いを判定してやればプローブが生体に触れているか否かを自動的に判定することが可能となる。
【００７５】
つぎに、図１１に示したブロック図及び図１２に示したタイムチャートを参照して発熱対策に関する装置の動作について説明する。
【００７６】
加算回路７から出力された受信信号は、従来のものと同様に対数増幅器８、検波回路９を介した後、ゲート回路２５においてその一部が切り出され、さらにゲート回路２５からの出力は積分回路２６によって積分される。例えば図１２（ｃ）あるいは（ｆ）に示すように、ゲート回路２５はレートパルスの立ち上がりからｔ０後に開き、ｔ１後に閉じる。この間の受信信号は切り出されて積分器２６にて積分される。プローブが生体に接触している場合の受信信号（図１２（ｂ））は空気負荷時と比較してｔ０−ｔ１区間の振幅が顕著に大きいゆえ、積分器出力も図１２（ｄ）及び（ｇ）から明らかなように生体接触時の方が大きい。
【００７７】
したがって、比較器２７においてこの積分器の出力をあらかじめ定めた判断レベルと比較して大きければプローブは生体に接触している（すなわち診察中）と判断し、パルサ３の電圧をそのままの状態にして超音波の送信を継続する。逆に、積分器出力が判断レベルと比較して小さければプローブは空気負荷になっていると判断し、電圧制御回路２８によりパルサ３の電圧を所定のレベルまで下げる。この場合、画像が全く見えなくなるレベルまで下げるよりは多少画像が観察できる程度で、しかも発熱が規格値を大幅に下回るような適当な電圧値（Ｖ０）を選んでやればよい。
【００７８】
上記方法では、超音波の反射信号からプローブが生体に接触しているか否かを受信信号に基づいて判断するようにしたがその他の方法であっても良い。例えば、プローブに被検者（患者）の体や検者（医師や技師）の手が触れているか否かを検出するようにしてもよく、あるいは、例えば静電気センサや赤外線検出センサ等をプローブに内蔵し、センサによってこれを検出するように構成しても良い。
【００７９】
次に、リアルタイムで３次元画像を表示するセクタ電子走査型の超音波診断装置の具体的な構成及びその動作について説明する。
【００８０】
既に述べたゲート交互走査法によれば、体内の特定部位の画像を得る場合にその走査数を大幅に増加可能であり、特に３次元走査のように一枚の画像を得るために多くの走査を必要とする場合、フレーム数を大幅に改善できる。このようなゲート交互走査及び並列同時送受信法を適用すれば、超音波診断装置によるリアルタイムの３次元表示が可能となる。
【００８１】
図１に示したように肋間を介して超音波を送受信し、左心房と左心室の境界にある僧坊弁およびその周辺の画像を観察しようとする場合、診断する深さを領域ａから領域ｄまで４つの領域に分割すると領域ｃからの超音波信号が得られれば上記の目的は達成される。ただしここでは説明を簡単にするため各領域は等間隔とする。
【００８２】
次に、本装置における送信パルスの間隔について述べる。例えば図１においてプローブ先端から領域ｃの前端までの距離をＳ１、後端までの距離をＳ２、ΔＳ＝Ｓ２−Ｓ１、また生体内の音速をＶ０とすれば、ΔＳの間の反射信号を受信するには後述する条件の下では少なくとも送信パルス間隔Δｔは２ΔＳ／Ｖ０以上あればよい。
【００８３】
次に、超音波の送受信方向について述べる。僧坊弁近辺（プローブから５０ｍｍとする）における走査範囲をＸ方向、Ｙ方向のいずれとも７０ｍｍとする。ただしＸＹ平面は図１５に示すように超音波ビームの送受信方向（Ｚ方向）に対してほぼ直角の方向に設定する。この７０ｍｍ×７０ｍｍの領域を３次元走査する時の走査ピッチは、走査する送受信の超音波ビーム幅（分解能）より小さくなくてはならない。ここでは超音波のビーム幅を３ｍｍとしＸ方向およびＹ方向の走査ピッチは前記ビーム幅の半分の１．５ｍｍとする。したがってＸ方向、Ｙ方向のそれぞれの走査数は４８となり、総走査数は２３０４回となる。
【００８４】
なお、このようなビーム幅を実現するために用いられるスパースアレイ振動子の仕様については後述する。この時の距離５０ｍｍにおける走査領域（Ｘ−Ｙ平面）を図１３に示す。その走査領域は４８×４８の微小領域から構成されており、さらにＸ方向に２領域、Ｙ方向に２領域合計４領域（図中ａ，ｂ，ｃ，ｄ）が１つにまとめられ中領域が形成される。すなわち前記２３０４の微小領域は４分の１の１〜５７６の中領域にグルーピングされ、グルーピングされた各々の４つの微小領域においてすでに述べた並列同時送受信を行う。
【００８５】
この時送信ビームは図９又は図１０に示した方法によって微小領域ａ〜ｄの中心に指向性が一致するように、超音波プローブを構成する２次元アレイ振動子が駆動される。受信においても全く同様に２次元アレイの各振動子で受信された受信信号に対し、受信指向性が前記微小領域ａ〜ｄの中心位置に一致するように４種類の所定の遅延時間が与えられ、それぞれが合成される。なお、遅延時間の制御によって走査を行うことは従来の超音波診断装置と同様であるが、２次元アレイ振動子ではその駆動信号の遅延時間を制御することによって超音波ビームを２次元的に偏向させることが可能となることは既に広く知られていることであり、その詳細な説明は省略する。
【００８６】
次に、ゲート交互走査法を適用する場合について以下に述べる。ここではゲート交互走査の段数を４段とする。すなわち中領域１〜５７６に対する送信パルスは、順次１，２，３，４，・・・・５７６に向けてΔｔ間隔（Δｔについては図６を参照のこと）で放射される。一方、受信については、１，２，３，・・・５７６の方向に受信指向性を順次変化させ、送信よりも２Δｔ秒遅れであってかつΔｔ間隔で受信が行われる。あるいは生体の動きが速いため中領域１２と１３の間で画像のずれが生ずるような場合には、送受信の順番を１，２，３，４，１３，１４・・２２、５，６，８，１４・・のようにしてもよく、その順番に関しては限定されない。
【００８７】
次に、このような３次元走査を実現する２次元アレイについて説明する。図１５は縦１０ｍｍ、横１０ｍｍの中に０．３２ｍｍ間隔で３１×３１の振動素子が配列されてなる２次元アレイ振動子を示す図である。超音波の中心周波数は２．５ＭＨｚとする。前記振動素子のピッチは、既に述べた距離５０ｍｍで７０ｍｍ×７０ｍｍのＸ−Ｙ平面を走査する場合に、端部を走査してもグレーティングローブが生じないという条件に基づいて設定されている。ここで、合計９６１素子のそれぞれに従来の超音波診断装置のように送受信回路を対応させれば、極めて大規模の回路構成となってしまうため、すべての振動素子を用いずに選択的に使用するいわゆるスパースアレイ方式が採用されている。
【００８８】
図１４は、送信および受信において１２１本の振動子を用いた場合の各々の振動子の配置法について示したものであり、送信振動子はＸ方向、Ｙ方向とも１つ間隔で１１×１１の振動子を中心に配列し、一方、受信振動子はＸ方向、Ｙ方向とも２つ間隔で同じく１１×１１の振動子をその中心が送信振動子群の中心とほぼ一致するように配置する。この配置法については、送受での総合音場において画像のＳＮ劣化あるいはアーチファクト発生の原因となるサイドローブやグレーティングローブがあまり生じないような配置がなされている。また、送信の口径が受信よりも小さくなっているのは、受信ダイナミック集束時に送信集束はやや弱めの方が望ましいため、あるいは肋骨間から超音波ビームを入射させるような場合には送信口径が大きい場合、プローブと肋骨との間で多重反射が生じ、プローブ近傍にアーチファクトが表示され易いためである。
【００８９】
図１６は送受総合の指向特性を示すグラフであり、サイドローブレベルは極めて小さく、十分実用可能な特性である。このときの走査面Ｘ−ＹでのＸ方向の超音波のビーム幅ΔＸは、ΔＸ＝λＲ／Ｄによって表される（あるいはＹ方向のビーム幅ΔＹも同様である）。ただし、λは超音波波長であり２．５ＭＨｚの場合には０．６ｍｍ、Ｒは走査面のプローブからの距離、Ｄは振動子配列の全長（口径）であり、この場合、それぞれ５０ｍｍ、１０ｍｍであるからΔＸは３ｍｍとなる。したがって既述の走査面での走査ピッチがΔＸの１／２の１．５ｍｍは妥当な値であることがわかる。なお、送受信はΔｔ間隔でその指向性を変えながら行うが、その各々の送受信において並列同時送受信が行われることにより、２３０４方向の走査を短時間のうちに行うことができる。
【００９０】
次にフレーム数について述べる。深さ方向に４分割した場合の各領域の厚みΔＳを２０ｍｍ、音速を１５００ｍ／ｓとすれば、生体内での残響（多重ほか）を考慮し多少余裕を持たせたとしても送信間隔Δｔは５０μｓｅｃほどあればよい。したがって、中領域の５７６の部分において送信および受信を行うのに要する時間は約３０ｍｓｅｃとなり、毎秒表示可能な画像枚数（フレーム数）は３５フレームとなる。すなわち、本発明のゲート交互走査法と並列同時受信方式の採用により画素数２３０４からなる３次元画像を毎秒３５フレームのレートでリアルタイム画像として表示できる。
【００９１】
本発明のゲート交互走査法と並列同時送受信法を採用したリアルタイム３次元超音波診断装置のより具体的な仕様を表１に示す。この仕様において、送信及び受信チャンネル数はそれぞれ１２１としてあり、これは現行の超音波診断装置の送受信チャンネル数１２８とほぼ同程度である。
【００９２】
【表１】

【００９３】
ここで、図１７を参照してプローブ内振動子および初段増幅器、ケーブル、本体の送受信回路部等の構成について説明する。図１４に示したようにスパースアレイの２次元アレイ振動子には、（１）送受信で共通に使用される振動子、（２）送信でのみ使用される振動子、（３）受信でのみ使用される振動子、（４）使用されない振動子の４種類がある。
【００９４】
図１７（ａ）は送受信用振動子に接続される送受信回路の構成を示しており、図１７（ｂ）は１対の送信および受信振動子に接続される送受信回路の構成を示している。
【００９５】
送受信兼用振動子５０−１は本体側のパルサ５１−１からの振動子駆動信号をケーブル５８−１、さらにダイオード１５４を介して入力する。このとき、本体側のプリアンプ５３−１はリミッタ回路５２−１によって保護され、またプローブ内のインピーダンス変換器（バッファアンプ）５６−１もダイオード２（５５）とダイオード３（５７−１）によって保護される。
【００９６】
一方、受信時においては振動子５０−１からの微小な受信信号は、バイアス電圧によって導通状態になっているダイオード２（５５）を通過し、されにインピーダンス変換器５６−１によって低出力インピーダンスにて出力され、ダイオード３（５７−１）、ケーブル５８−１、リミッタ回路５２−１を介して本体内のプリアンプ５３−１に供給される。
【００９７】
一対の送信用振動子５０−２には、本体側のパルサ５１−２からの振動子駆動信号がケーブル５８−２を介して直接供給される。このとき、本体側のプリアンプ５３−２はリミッタ回路５２−２によって保護され、また受信用振動子５０−３に接続されたプローブ内のインピーダンス変換器（バッファアンプ）５６−２はダイオード３（５７−２）によって保護される。
【００９８】
一方、受信時においては前記送信用振動子５０−２と対になるように予め設定された受信用振動子５０−３からの微小な受信信号は、直接インピーダンス変換器５６−２によって低出力インピーダンスにて出力され、ダイオード３（５７−２）、ケーブル５８−２、リミッタ回路５２−２を介して本体内のプリアンプ５３−２に供給される。
【００９９】
２次元アレイのように振動素子の面積が小さくなると、振動子の電気的インピーダンスは高くなる、このため振動子をケーブルに直接接続すると周波数特性や利得が著しく劣化する。したがって本実施形態のようにプローブの中にインピーダンス変換器を収納し、受信信号の出力インピーダンスを低くしてケーブルに出力することが重要となる。この実施形態のように送受信信号が一対にまとめられていることにより、たとえ送信と受信の振動子が異なっていても信号ケーブル本数は従来並の１２１本にすることができ、操作性にすぐれた２次元アレイプローブを実現することができる。
【０１００】
以上説明した本実施形態によれば、現行の超音波診断装置をベースにする場合であっても、３次元表示用のソフトウェア及びハードウェアや、超音波送受信の遅延時間制御用ソフトの追加はあるものの、大幅な回路の変更は必要なく、従来の超音波診断装置とほぼ同程度の回路規模及び価格によってリアルタイム３次元表示能を有する超音波診断装置を実現することができる。しかも、従来の超音波診断装置による断層像表示との両立性も確保できる。つまり、新しい２次元アレイプローブを装着することによって新しい３次元画像のみならず、従来の２次元画像も同一のプローブで得られる。また、このとき得られる２次元画像と３次元画像とを組み合わせて表示させることも可能である。また、２次元画像のみを得る場合には装置本体は同一のものを使用し、専用のプローブを装着すればＳＮ比と分解能に優れた画像を得ることもできる。さらに、探触子形状を従来プローブに対し大幅に変更させる必要が無いため操作性にも優れたプローブを実現することができる。
【０１０１】
なお上記実施形態においては、心臓のような動きの速い臓器を観察する場合について説明したが、腹部や産科などの３次元表示においても本発明は有効である。この場合、フレーム数は心臓用の半分（毎秒１５フレーム）とすれば十分であり、ゲート交互走査法のみ、あるいは並列同時送受信法のみを用いるように構成しても良い。このような構成であっても臨床サイドから要求される性能を満たす場合がある。
【０１０２】
（第２実施形態）
第２の実施形態は、上記リアルタイム三次元超音波診断装置における３次元画像の表示方法に関する。
【０１０３】
ここでは図１８に示すように中空の球殻の中に円錐形の突起物があるようなモデル（ファントム）を用いて３次元表示を行う場合について説明する。
【０１０４】
既に述べた３次元走査によって、３次元の画像データが装置内のメモリ回路に記憶される。したがって、メモリ回路に記憶された３次元の画像データの再構成の仕方によって、観察方向を自由に設定して３次元表示を行うことが可能となる。
【０１０５】
図１８に示すモデルのように、閉じられた空間の中の被観察物（例えば心臓）を表示させるためには、カッティングプレーンを設定してやる必要がある。図１８（ａ），（ｂ），（ｃ）はそれぞれ前方のカッティングプレーンの位置を変え、しかも観察方向を斜め上方にして再構成した３次元画像をそれぞれ模式的に示している。これらカッティングプレーンの位置は、データ収集時にゲート回路のデータ収集開始時（例えば図１の領域ｃの前端）に設定してもよいが、データを取り込んだ後に観測者からの指示に従って新たに設定するようにしてもよい。
【０１０６】
またカッティングプレーンの位置は、必要に応じて観測者が自由に、しかもほぼリアルタイムで設定が可能である。また図１８では斜め上方からの観測について示したが真上からの観測が診断に好適な場合もあり、このような場合にも容易に対応可能である。さらに、カッティングプレーンは水平である必要はなく、任意の方向、又は任意の角度でその面を設定することも可能である。さらに、図１９に示すように、カッティングプレーンを前端と後端とにそれぞれ設定してやれば、上方（あるいは斜め上方）から観測した３次元画像と下方（あるいは図のように斜め下方）から観測した３次元画像とを同時に観察することも可能である。
【０１０７】
なお、リアルタイム性と分解能を確保するため、リアルタイム表示を行う関心領域の大きさを従来よりも小さくする場合がある。この場合、関心領域を決定するためのオリエンテーリングが困難な場合が考えられる。この様な場合には同一のプローブを用い、走査間隔を本検査時より粗くした事前の走査によってまず全体像をとらえた上で、高画質な３次元画像を得る領域を決定するか、あるいは図２０に示すように同一の２次元アレイプローブを用いて、まず従来の断層像を観測して、関心領域の位置を確認した後に３次元モードに移行させれば良い。
【０１０８】
（第３実施形態）
第３実施形態は、カラードップラにおける低流速検出能の改善を図った超音波診断装置に関する。
【０１０９】
既に述べたように、冠状動脈あるいは腹部血管では血流速が遅く血管壁や血管周辺の臓器からの信号（クラッタ信号）との流速差が顕著とはならないため、両者のスペクトルを確実に分離するためには周波数分解能の優れたＭＴＩフィルタが要求される。この周波数分解能はデータ数（すなわち同一方向の走査回数）に比例し、例えば走査回数が２倍になればフィルタの肩特性が２倍急峻となる。
【０１１０】
心臓の冠状動脈の血流計測に基づく虚血状態の診断を行おうとする場合、冠状動脈の走行している所定の範囲での診断部位の観察が行えれば良いからゲート交互走査法が適用できる。すなわち、ゲート交互走査法によれば所定の領域において単位時間あたりの走査回数を従来より２〜４倍増加することができるため、画像のフレーム数を犠牲にすることなくフィルタの周波数分解能を改善することができ、低流速検出能を飛躍的に改善できる。
【０１１１】
なお、以上説明した実施形態において送受信ビームの集束については特に触れなかったが、送信時においては観測部位（例えば図１では領域ｃ）に集束点を設定し、また受信時においては従来の超音波診断装置と同様に、いわゆるダイナミック集束法を適用することが望ましい。
【０１１２】
また、上述したゲート交互走査法や並列同時送受信法、さらにはプローブの発熱低減法は、目的に応じて各々独立に用いてもよい。例えばプローブ発熱の問題は従来の超音波断層像を得る装置においても既に顕在化している問題であり、本発明を用いることによって改善することができる。
【０１１３】
また、本発明は上述した実施形態に限定されず種々変形して実施可能である。
【０１１４】
【発明の効果】
以上説明したように本発明の超音波診断装置によれば、所定の制限された領域からの超音波画像を得ることにより、回路規模を増大することなく単位時間当たりの走査回数を大幅に増加させることができる。このため、特に１枚の画像を得るために多くの走査を必要とする３次元画像表示や、低流速検出能に基づくカラードップラ表示等におけるリアルタイム表示を比較的容易に実現可能となる。
【０１１５】
また、同一のフレーム数と同一の走査線密度を確保したままで同一部位を２倍から４倍程度多く走査することができるため、血流の低速度検出能が飛躍的に向上し、これまで困難とされていた冠状動脈末端における血流観測などが可能になる。しかも、本発明の超音波診断装置は従来構成の装置を大幅に変更することなく実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】心臓の僧坊弁あるいはその周辺部の形状や運動機能を診断する場合の走査法を説明するための図。
【図２】セクタ電子走査型の超音波診断装置の概略構成を示すブロック図。
【図３】リニアアレイ超音波プローブの構成を示す斜視断面図。
【図４】ドップラ信号およびクラッタ信号のスペクトルを示すグラフ。
【図５】並列同時受信法を示す図。
【図６】ゲート交互走査法の原理を説明するためのタイミングチャート。
【図７】並列同時送受信法を示す図。
【図８】並列同時送受信法における送信遅延時間を示す図。
【図９】並列同時送受信法の送信系の第１の構成例を示す図。
【図１０】並列同時送受信法の送信系の第２の構成例を示す図。
【図１１】発熱対策を講じた場合の構成を示すブロック図。
【図１２】発熱対策の原理を説明するためのタイミングチャート。
【図１３】４８×４８の微小領域から構成された走査領域を示す図。
【図１４】スパースアレイを示す図。
【図１５】２次元アレイ振動子及びその走査面を示す図。
【図１６】送受総合の指向特性を示すグラフ。
【図１７】スパースアレイに係るプローブ内振動子および初段増幅器、ケーブル、本体の送受信回路部等の構成を示すブロック図。
【図１８】中空の球殻の中に円錐形の突起物があるようなモデル（ファントム）を用いて３次元表示を行う場合の説明図。
【図１９】カッティングプレーンを前端と後端とにそれぞれ設定した場合の３次元画像を示す図。
【図２０】同一の２次元アレイプローブを用いた場合の２次元及び３次元の走査領域を示す図。
【符号の説明】
１…送信レート信号発生器
２…送信遅延回路
３…駆動回路（パルサ）
４…超音波振動子
５…プリアンプ
７…加算器
８…対数増幅器
９…検波回路
１０…Ａ／Ｄ変換器
１１…画像メモリ
１２…Ｄ／Ａ変換器
１３…テレビモニタ
１４…ミキサ
１５…π／２位相器
１６…ローパスフィルタ
１７…Ａ／Ｄ変換器
１８…ＦＦＴ回路
１９…演算器
２０…基準信号発生器
２１…遅延時間制御回路
２２…ＭＴＩフィルタ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a so-called ultrasonic diagnostic apparatus that transmits ultrasonic waves to a subject and receives the reflected waves to obtain an ultrasonic diagnostic image, and in particular, to increase the number of scans within a unit time. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that significantly improves real-time characteristics and blood flow detection capability.
[0002]
[Prior art]
Ultrasonic diagnostic methods that radiate ultrasonic pulses into a subject and obtain biological information by reflected waves from each tissue have made rapid progress in recent years due to the development of two technologies: ultrasonic tomography and ultrasonic Doppler. The electronic scanning type ultrasonic diagnostic apparatus that is most popular today uses an array type ultrasonic transducer, and can perform real-time display by electronically controlling and scanning the ultrasonic transducer.
[0003]
FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of a conventional sector electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus. Let M be the number of elements of the transducers 4 arranged in the ultrasonic probe. When transmitting an ultrasonic wave toward a living body (or inside a medium), first, a transmission rate signal generator 1 outputs a rate pulse that determines the repetition period of the ultrasonic pulse. This pulse is sent to a transmission delay circuit 2 composed of M channels, for delaying the ultrasonic beam in a predetermined direction (θ0) and a delay time τf that determines the focal length (F0) of the ultrasonic beam at the time of transmission. After the delay time τs is given, it is supplied to the M-channel vibrator drive circuit (pulser) 3. The delay time τ (m) set in the mth delay circuit is τf (m) + τs (m), and τf and τs are set as shown in the following equation (1).
[0004]
τf (m) = d ² {(M-1) ² -(2m-M-1) ² } / 8VF0
τs (m) = (m−1) dsin θ0 / V (1)
Where d is the transducer array interval, V is the in-vivo sound velocity, F0 is the focal length, and θ0 is the deflection angle.
[0005]
In the pulser 3, a driving pulse for driving the ultrasonic transducer 4 to generate an ultrasonic wave is formed. Note that the timing of the drive pulse is determined according to the output of the transmission delay circuit 2. The output of the drive circuit 3 is supplied to the ultrasonic transducer 4, whereby the transducer 4 is driven to generate ultrasonic waves.
[0006]
A part of the ultrasonic wave radiated from the ultrasonic transducer 4 into the living body is reflected by the boundary surface of the organ or the acoustic scatterer of the living tissue. This reflected wave is received again by the ultrasonic transducer 4 and converted into an electric signal. After the reception signal passes through the preamplifier 5, the delay time for determining the focal distance of the ultrasonic beam at the time of reception and the delay time for determining the deflection angle (reception directivity) of the ultrasonic beam are similar to those at the time of transmission. The data is sent to the adder 7 through the M channel reception delay circuit 6 to be given. The output signals from the M-channel reception delay circuit 6 are added and synthesized by an adder 7, logarithmically compressed and detected by a logarithmic amplifier 8 and an envelope detection circuit 9, A / D converted, and then temporarily stored in an image memory 11. Stored. Further, the stored signal is converted into a television format and displayed on the television monitor 13 as an ultrasonic tomographic image.
[0007]
The other output from the adder 7 is sent to two quadrature detection circuits. That is, first, it is sent to the mixers 14-1 and 14-2. On the other hand, the reference signal generator 20 outputs a continuous wave having a predetermined frequency (generally a frequency substantially equal to the ultrasonic frequency fo), and the phase is shifted by 90 degrees by the π / 2 transporter 15. And input to the mixer 14-1. The output of the reference signal generator 20 is directly input to the mixer 14-2. From the outputs of the mixers 14-1 and 14-2, the sum frequency components are removed by the low-pass filters 16-1 and 16-2, and only the difference frequency components are extracted. The signal having the difference frequency is converted into a digital signal by A / D converters 17-1 and 17-2, and then temporarily stored in a memory (not shown).
[0008]
In order to calculate the Doppler signal, it is necessary to continuously scan the same portion and use a plurality (N) of signals at that time. In this case, signals obtained by a plurality of scans are temporarily stored in a memory, and when a predetermined number of data are collected, a series of signals that change with time at the same site are extracted, and the MTI is extracted. Unnecessary signals are removed by the filters 22-1 and 22-2. Further, the output is subjected to frequency analysis of the Doppler signal by the FFT circuit 18.
[0009]
The physical quantities displayed in the ultrasonic blood flow imaging method are the center of the spectrum (that is, the average value of the flow velocity), the dispersion value of the spectrum (that is, the state of disturbance of the flow velocity), and the power value (that is, the Doppler signal intensity). These calculations are performed by the calculator 19. The value calculated by the calculator 19 is temporarily stored in the image memory 11 and displayed on the television monitor 13. In general, the output of the calculator 19 is displayed in color on a tomographic image.
[0010]
By the way, the received signal input to the mixer 14 constituting the quadrature detection circuit is first multiplied by two reference signals having a frequency (fo) substantially equal to the center frequency of the ultrasonic wave and having a phase difference of 90 degrees from each other. However, by this multiplication, a frequency component of fd + 2fo is obtained in addition to the Doppler frequency (fd) component, and the latter component is removed by the low-pass filter 16. The Doppler signal (fd) is once converted into a digital signal by the A / D converter 17 and then stored in a memory (not shown). Received signals obtained by scanning a plurality of times in the same direction are once stored in the memory in the same manner, and then extracted as a series of signals that change with time at the same site, and are reflected from blood cells by the MTI filter 22. A wave (Doppler signal) and an unnecessary signal (clutter signal) from a fixed reflector such as a blood vessel wall or an organ are separated.
[0011]
The Doppler signal and the clutter signal are line spectra having a pulse repetition frequency (fr) interval, and this MTI filter is a “comb type” filter that removes a clutter signal at an integer multiple of fr. The MTI (Moving Target Indicator) filter is a filter technique that has been used in the radar field when extracting and displaying only a moving object such as an aircraft. In this way, N complex signals at a predetermined depth are extracted and input to the MTI filter and the FFT circuit 18, and the clutter signal is removed and the spectrum operation is performed. Such arithmetic processing is performed two-dimensionally, and the result is combined with a tomographic image signal by a DSC (digital scan converter), further converted into a television format output, and then displayed on a color monitor. .
[0012]
Next, a conventional ultrasonic probe will be described. FIG. 3 is a perspective sectional view showing the structure of a linear array ultrasonic probe when transducers are arranged one-dimensionally. In this probe, a plurality of transducers are arranged one-dimensionally along the scanning direction. As shown in the figure, each transducer 30 is provided with electrodes 31 on the medium (biological body) side for transmitting / receiving ultrasonic waves and on the opposite side thereof, and an acoustic matching layer (impedance) on the biological electrode 31. Matching layer) 32 is provided.
[0013]
The matching layer 32 adjusts the difference in acoustic impedance (product of density and sound velocity) between the living body and the vibrator 30 and makes an ultrasonic pulse having a small wave number enter the living body. Further, an acoustic lens 34 made of silicon rubber or the like is bonded on the matching layer 32. The acoustic lens 34 is for focusing the ultrasonic beam at a predetermined distance and narrowing the beam width in the slice direction orthogonal to the scanning direction. These vibrator 30, matching layer 32, acoustic lens 34, and the like are fixed on a support base (backing material) 35.
[0014]
In this manner, the probe in which the transducers are arranged one-dimensionally can focus the ultrasonic beam electronically, that is, by controlling the delay time, and can narrow the beam width in the transducer arrangement direction (scanning direction). For the slice direction, a beam focusing method using an acoustic lens is employed. In this case, since the radius of curvature of the acoustic lens is fixed, the focal point is also fixed at one point.
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, in the received signal spectrum before the filter processing, a clutter signal component appears in ± nfr in addition to the Doppler signal generated in fd ± nfr (n is an integer) as shown in FIG. A clutter signal is a signal from a blood vessel wall or an organ around a blood vessel mixed in a reflected wave from a blood cell (especially often an artifact component due to side lobes, etc.), and its signal strength is generally higher than that of a Doppler signal. About 40 dB. Therefore, a filtering technique for sufficiently removing the clutter signal is particularly important. Specifically, it is necessary to improve the frequency resolution of the filter. For this purpose, it is necessary to increase the number of data, that is, the number of scans (N) of the same part.
[0016]
However, increasing the number of data and increasing the number of image frames are in a trade-off relationship. For this reason, it has been impossible for conventional ultrasonic diagnostic apparatuses to observe a low-velocity blood flow that is not much different from the clutter velocity, such as a coronary artery, particularly in a fast-moving organ such as the heart.
[0017]
Recently, attempts have been made to create and display a three-dimensional image based on such scanning by moving a one-dimensional array mechanically or using a two-dimensional array. Yes.
[0018]
Here, in the former, that is, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus that performs three-dimensional scanning by mechanically moving the one-dimensional array, the configuration of the apparatus can be made relatively simple, but before the image is obtained. There was a drawback that it took a long time and the operability was poor. On the other hand, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus that performs three-dimensional scanning using a two-dimensional array has the advantage that the probe can be configured to be as small as the conventional one and that it is excellent in operability. However, there is a drawback that the configuration inside the apparatus and the probe is complicated and is not practical. Further, if a three-dimensional image is to be obtained in real time, a large-scale parallel simultaneous receiving circuit is required, which increases the circuit scale and makes the apparatus extremely expensive.
[0019]
The present invention has been made in consideration of the above-described circumstances, and an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that improves real-time performance without increasing the circuit scale and without reducing operability. It is to be. Another object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that reduces the heat generation of the probe.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is configured as follows.
[0021]
An ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is composed of a plurality of arranged ultrasonic transducers, an ultrasonic probe for transmitting an ultrasonic beam and receiving a reflected wave thereof, Transmitting a first ultrasonic beam having a first transmission directivity in a first direction with a first delay time for beam deflection that varies with a change in transmission directivity during sector scanning; Before all of the reflected waves generated by the transmission of the first ultrasonic beam reach the ultrasonic transducer, a second beam deflection for beam deflection that changes with a change in transmission directivity during the sector scan is performed. A second transmission directivity in a second direction different from the first direction by a delay time of 2 Only in a period during which a reflected wave from a specific depth region reaches the ultrasonic transducer, and a transmission means for transmitting an ultrasonic beam. A first reception directivity is set in the same direction as the first direction to obtain a first reception signal, a second reception directivity is set in the same direction as the second direction, and a second reception directivity is set. Receiving means for obtaining a received signal, and obtained from the receiving means First and second A generating unit that generates a diagnostic ultrasound image by processing the received signal; and a display unit that displays the diagnostic ultrasound image. Then, the transmission means transmits the second ultrasonic beam by adding a time for avoiding overlapping with the first ultrasonic beam to the second delay time. This is an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0022]
According to such a configuration, the transmission ultrasonic beam that is the source of the reflected wave only during a period in which the reflected wave from a specific depth region reaches the ultrasonic transducer. Same as Since the reception directivity is set in one direction to obtain a reception signal, the number of scans per unit time can be greatly increased. Therefore, it is possible to realize an apparatus that satisfies both the real-time property and the operability required for the color Doppler method and the three-dimensional display method, and that is relatively inexpensive.
[0030]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0031]
(First embodiment)
The present embodiment relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that displays a three-dimensional image in real time.
[0032]
In recent years, it has become clear from basic research that 3D images are easier to grasp the structure of the entire organ than 2D images (for example, tomographic images), are less likely to miss abnormal sites, and have superior diagnostic capabilities. It's getting on. In order to display a three-dimensional image, the three-dimensional space must be scanned at a scanning pitch of at least 1/2 of the ultrasonic resolution (beam width). However, the conventional pulse reflection method emits the next transmission pulse after the ultrasonic wave from the deepest part is received, and it is scanned even though the electronic scanning method is fast. In a large number of three-dimensional scans, the time required to construct one image is limited by the speed of sound, the number of scans, and the observation depth. For this reason, real-time display of a three-dimensional image has been impossible.
[0033]
In order to solve such problems, a parallel simultaneous reception method using an electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus has been developed. In this parallel simultaneous reception method, as shown in FIG. 5, a transmission ultrasonic beam is diffused and transmitted, and at the time of reception, a plurality of delay circuits provided in parallel (in FIG. 5, two systems of reception delay circuits A and B). ), The transmission directivity in a plurality of directions is simultaneously performed. According to such a parallel simultaneous reception method, the number of frames can be improved. In particular, recently, digitalization of the reception delay circuit has made it possible to use a phasing addition method based on a time-sharing technique, and it has become possible to perform parallel simultaneous reception in four directions without increasing hardware.
[0034]
However, in order to realize a 3D moving image display of 30 frames or more per second required for diagnosis of the heart or the like, it is necessary to further improve the number of frames by 4 to 8 times.
[0035]
The first point of the present invention is that scanning is performed so that the number of frames can be greatly improved when an image is obtained by limiting a predetermined part (more specifically, “depth”) in the body. Then, the “gate alternate scanning method” is temporarily realized.
[0036]
Such an alternate gate scanning method is effective in displaying a color (power) Doppler tomographic image of a two-dimensional image. In particular, the alternate gate scanning method requires many scans in order to obtain one image as in the three-dimensional scanning. It is effective when However, here, for ease of explanation, a case where the gate alternate scanning method is applied to photographing a two-dimensional image by a sector electronic scanning type apparatus will be described.
[0037]
First, the principle of the alternate gate scanning method will be described by taking as an example the case of diagnosing the shape and motor function of the mitral valve of the heart shown in FIG.
[0038]
FIG. 1A schematically shows a state in which an ultrasonic beam is transmitted and received between the ribs and images of the mitral valve and its surroundings at the boundary between the left atrium and the left ventricle are observed. Here, when considering four regions from region a to region d along the depth direction as shown in FIG. 1B, in order to obtain images of the monk valve and its surroundings, from region c An ultrasonic signal may be obtained. Note that the number of regions, the boundary positions of the regions, and the imaging interval are arbitrary, and may be reset while observing an image obtained by a temporary setting by an examiner (doctor) or the like. After roughly observing the whole image with a conventional tomographic image, it is possible to make an optimal setting from the image. However, here, the regions are equally spaced to simplify the description.
[0039]
The transmission pulse interval in the gate alternate scanning method is set as follows. That is, for example, in FIG. 1B, if the distance from the probe tip to the front end of the region c is S1, the distance from the rear end is S2, ΔS = S2−S1, and the sound speed in the living body is V, then ΔS In order to receive the reflected signal, the transmission pulse interval Δt may be at least 2ΔS / V or more under the conditions described later.
[0040]
Next, the transmission / reception direction of ultrasonic waves will be described. Here, when the image angle is θx degrees, this range is divided into, for example, four, and ultrasonic waves are transmitted / received in the direction of the angle −θx / 2 (direction 1) in the first scan, and −θx after the next approximately Δt seconds. Transmit / receive in the / 4 direction (direction 2). Further, after 2 Δt seconds and after 3 Δt seconds, transmission / reception is performed toward 0 degree (direction 3) and + θx / 4 direction (direction 4), and after 4 Δt seconds, further in −θx / 2 + Δθ direction (direction 5). After 5 Δt seconds, after 6 Δt seconds,..., The transmission / reception direction is controlled in the order of −θx / 4 + Δθ (direction 6), Δθ (direction 7),. However, Δθ is the minimum scanning pitch.
[0041]
Next, the gate alternate scanning method will be described with reference to the time chart shown in FIG.
[0042]
FIG. 6A is a diagram showing a conventional scanning method for obtaining a two-dimensional image. First, a direction that is an adjacent scanning direction after 4 Δt seconds after ultrasonic waves are transmitted and received in the scanning direction 1 direction. 5 performs transmission / reception. Further, the scanning direction after 8 Δt seconds is the scanning direction 9 (see FIG. 1B). That is, the transmission pulse interval needs to be at least 4 Δt seconds because the next transmission pulse cannot be transmitted until the reflected signal from the rear end of the deepest region d is received.
[0043]
On the other hand, in the gate alternate scanning method shown in FIG. 6B, after transmitting ultrasonic waves sequentially in the scanning direction 1, scanning direction 2 and scanning direction 3 at intervals of Δt seconds, the directivity of the receiving system is changed. After setting the scanning direction 1 to receive only the reflected signal from the area c for Δt seconds and further transmitting in the scanning direction 4, the directivity of the receiving system is set to the scanning direction 2 to Only the reflected signal is received for Δt seconds. By repeating such an operation, the scanning of the region c can be completed at a speed four times that of the prior art. Therefore, the number of frames of the image can be improved by about 4 times.
[0044]
By the way, when the gate alternate scan is performed in the case of observing a fast moving organ such as the heart, for example, an image composed of a scanning direction 1, a scanning direction 5,..., A scanning direction 2, a scanning direction 6,. There may be a problem in that the joints with the image constituted by are not continuously displayed. Therefore, it is desirable that the scanning direction 1 and the scanning direction 2 are as close as possible.
[0045]
On the other hand, it is necessary to make the angle formed by the two scanning directions sufficiently wide with respect to the ultrasonic beam width. Otherwise, the transmission beams or the reception beams or the reception beam and the transmission beam overlap each other. In such a case, for example, when reception from the region c in the scanning direction 1 is performed, a received wave from the region b in the scanning direction 2 is received, and interference occurs, causing artifacts to appear on the image. Can happen.
[0046]
In order to avoid these two conflicting problems at the same time, the ultrasonic beam width in transmission and reception must be made as narrow as possible. By the way, conventionally, in order to increase the number of frames of an image, 2 to 4 stages of parallel simultaneous reception are often performed. This technique is indispensable for real-time three-dimensional image display. However, since the transmission beam diffuses the beam width as described above, the overlapping of the beams in the transmission beam is a particular problem.
[0047]
The second point of the present invention is that a “parallel simultaneous transmission / reception method” that enables scanning in a state in which not only the reception beam but also the transmission beam is sufficiently focused is realized.
[0048]
FIG. 7 is a diagram showing a parallel simultaneous transmission / reception method according to the present invention, and FIG. 8 is a diagram showing transmission delay times in the conventional parallel simultaneous reception method and the parallel simultaneous transmission / reception method according to the present invention. Here, for the sake of simplicity, two-stage parallel simultaneous (sending) reception centering on θ = 0 will be described.
[0049]
As shown in FIG. 8A, in the conventional parallel simultaneous reception method, the transmission direction is θ = 0, and the reception directions are θ = −θs and θ = + θs. Therefore, the delay time of the drive pulse of the transducer at the time of transmission Is constant (τs0) regardless of the position of the vibrator. On the other hand, as shown in FIG. 8B, in the parallel simultaneous transmission / reception method of the present invention, the delay time τ-s, τ + s is also applied to the drive pulse at the time of transmission, as in the case of reception, and It is strictly given in the direction of + θs.
[0050]
As described above, in an actual apparatus, it is necessary to additionally set a delay time for focusing in transmission and reception in order to focus an ultrasonic beam in order to improve the resolution. The description of the setting is omitted.
[0051]
Here, when combining the gate alternate scanning method and the parallel simultaneous transmission / reception method described above, the following configuration may be used. That is, when performing the above-described gate alternate scanning, transmission / reception is performed in two directions of -θs and + θs centering on each of the scanning directions 1, 2, 3,. For example, in transmission / reception centered on θ = −θx / 2, parallel simultaneous transmission / reception is performed in the directions of θ = −θx / 2−θs and θ = −θx / 2 + θs.
[0052]
Next, two configuration examples related to the transmission system of the parallel simultaneous transmission / reception method will be described.
[0053]
First, a first configuration example of the transmission system of the parallel simultaneous transmission / reception method of the present invention will be described.
[0054]
FIG. 9 is a diagram for explaining a conventional transmission system and the first configuration example.
[0055]
The conventional transmission system includes a rate signal generator 40, a transmission delay circuit 41, a pulsar circuit 42, and a vibrator 43 connected in series as shown in FIG. FIG. 6A shows a time chart based on the output waveforms of the rate signal generator 40, the transmission delay circuit 41, and the pulsar 42.
[0056]
As shown in FIG. 9B, the first configuration example of the transmission system of the parallel simultaneous transmission / reception method of the present invention includes a rate signal generator 40 and the number of parallel simultaneous transmission systems (two systems in this embodiment). The transmission delay circuit (A44-1 and B44-2), an adder 45, and a pulsar circuit 42 are included. FIG. 2B shows a time chart based on the output waveforms of the rate signal generator 40, the transmission delay circuits (A44-1 and B44-2), the adder 45, and the pulsar circuit.
[0057]
The operation of the first configuration of the transmission system will be described with reference to this time chart. First, the rate signal generator 40 generates a pulse for determining an ultrasonic transmission repetition period as in the conventional case. In the gate alternate scanning described above, Δt corresponds to this, and in the conventional scanning method, 4Δt corresponds to this. This output is sent to two transmission delay circuits (that is, transmission delay circuit A 44-1 and transmission delay circuit B 44-2). Here, in the transmission delay circuit A44-1, a trigger pulse having a delay time τ-s is formed so that the directivity of the transmission pulse is in the −θs direction, while in the transmission delay circuit B44-2, the directivity of the transmission pulse is formed. A trigger pulse having a delay time obtained by adding a constant value Tx to the delay time τ + s such that is in the + θs direction is formed. These two trigger pulses are combined (added) by the adder 45, and a double pulse is generated by combining two impulses as shown in the figure by the pulsar circuit 42, and the vibrator 43 is driven by this pulse. Ultrasonic waves are generated.
[0058]
The delay times .tau.-s and .tau. + S change as the transmission directivity changes during sector scanning. In any case, the two impulses of the pulsar output may overlap, including the ringing response. The predetermined interval Tx is set so as not to occur. For example, since the delay time used in a normal sector electronic scanning apparatus is 0 to 10 μsec, Tx may be set to about 20 to 30 μsec. In this scanning method, each array transducer is driven by two pulses separated by about Tx and emits two ultrasonic pulses. However, depending on the beam deflection delay times τ-s and τ + s of each channel, the array transducers are to some extent. After these depths, these two ultrasonic pulses are separated from each other.
[0059]
For example, the transmission ultrasonic wave radiated by the first drive has a strong directivity only in the −θ direction and weakens to a negligible level in the + θ direction. On the contrary, the transmission ultrasonic wave radiated by the second driving after Tx seconds has strong directivity only in the + θ direction and weakens in the −θ direction.
[0060]
In this way, simultaneous transmission in two directions is possible by the ultrasonic waves radiated from the vibrator almost simultaneously with the difference in the interval Tx. On the other hand, since the receiving system has a receiving circuit having directivity in the −θ direction and the + θ direction as in the prior art, it is possible to separate and receive the received signals in the respective directions. In this method, the received wave from the + θ direction is always received with a delay of Tx with respect to the received wave from the −θ direction. Therefore, when displayed as an image, the corresponding amount is corrected (ie, the + θ direction). It is necessary to display the received wave from Tx earlier by Tx, but technically it can be easily realized.
[0061]
Next, a second configuration example of the transmission system of the parallel simultaneous transmission / reception method of the present invention will be described.
[0062]
As shown in FIG. 10, the second configuration example includes a rate signal generator 40, transmission delay circuits (A44-1 and B4-2) corresponding to the number of parallel simultaneous transmission systems (two systems in this embodiment), and , Waveform generators (47-1 and 47-2) connected to each transmission delay circuit, digital adder 45, D / A converter 46, vibrator driving linear amplifier 48, vibrator 43. Further, in the figure, the output waveforms of the rate signal generator 40, the transmission delay circuits (A44-1 and B44-2), the waveform generators (47-1 and 47-22), the adder 45 and the linear amplifier 48 are shown. The time chart based is shown.
[0063]
The operation of the second configuration of the transmission system will be described with reference to this time chart. First, the rate signal generator 40 generates a pulse for determining an ultrasonic transmission repetition period. In the gate alternate scanning described above, Δt corresponds to this, and in the conventional scanning method, 4Δt corresponds to this. The output from the rate signal generator 40 is sent to two transmission delay circuits (that is, transmission delay circuit A 44-1 and transmission delay circuit B 44-2). Here, in the transmission delay circuit A44-1, a series of trigger pulses having a delay time τ-s such that the directivity of the transmission pulse is in the −θ direction is formed, while in the transmission delay circuit B44-2, transmission is performed. A trigger pulse having a delay time τ + s so that the directivity of the pulse is in the + θ direction is formed.
[0064]
These two trigger pulses are sent to waveform generators 47-1 and 47-2 constituted by, for example, ROM (Read Only Memory). These two ROMs have a transmission waveform (for example, a sine wave (1 wave) having the same frequency as the ultrasonic center frequency) or several sine waves having the same frequency as the ultrasonic center frequency such that the envelope is Gaussian. Etc.) are stored in advance as data, and a trigger pulse for determining the timing of each reading is supplied from the transmission delay circuit 44. Note that a clock pulse supplied from a central control circuit (not shown) is also required for reading.
[0065]
Outputs from the waveform generator 47-1 and the waveform generator B47-2 are combined (added) by the digital adder 45 and then converted to a drive waveform by the D / A converter 46. This drive waveform drives the vibrator 43 via the vibrator drive linear amplifier 48. In the timing chart, the waveforms of the outputs of the waveform generator 47 and the adder 45 are shown. However, since these components are originally digital circuits, it is impossible to actually observe such waveforms. However, for the sake of easy explanation, the signal is intentionally converted into an analog signal. As for the specific configuration of the calculation process of the waveform generator 47 and the adder 45, the D / A converter output or the amplifier output is composed of two drive waveforms having different delay times as shown in the figure. As long as it is obtained in this way, it may be configured in any way. For example, an output signal equivalent to the output signal from the adder 45 may be directly calculated by another calculator and generated. In the present embodiment, the vibrator 43 is driven by two synthesized drive waveforms to generate ultrasonic waves.
[0066]
Since the delay times τ-s and τ + s change as the transmission directivity changes during sector scanning, the amplitude of the two waveforms is doubled when the phases of the two waveforms match. Therefore, it is necessary to design an amplifier having such amplitude characteristics.
In this scanning method, each array transducer is simultaneously driven with two types of transmission drive waveforms to emit ultrasonic pulses, but these ultrasonic pulses are somewhat affected by their respective beam deflection delay times τ-s, τ + s. It is separated after the depth of. On the other hand, since the receiving system has a receiving circuit having directivity in the −θ direction and the + θ direction, it is possible to separate and receive the received signals in the respective directions.
[0067]
In both the first configuration example and the second configuration example related to the transmission system for parallel simultaneous transmission / reception described above, the parallel transmission / reception direction is two directions, but is not limited thereto.
[0068]
By the way, when the parallel simultaneous transmission / reception described above is performed, the number of transmission pulses per unit time is increased by the number of parallel stages in the transmission system according to the first configuration example (four times increase in the case of four directions). In the second configuration example, the amplitude and the wave number increase, and the transmission energy similarly increases by the number of parallel stages. In such a case, heat generation of the probe becomes a problem.
[0069]
In general, in an ultrasonic diagnostic apparatus, the maximum condition for obtaining high image quality is to ensure good S / N. For that purpose, it is desirable to put a lot of ultrasonic (acoustic) energy into the body. However, on the other hand, safety standards for living bodies are established, and the sound pressure in the living body or the temperature of the contact surface of the probe with the living body must be within the standard value. For this reason, the conventional apparatus radiates the living body while suppressing the ultrasonic energy so as not to exceed the standard value.
[0070]
In the parallel transmission method at the time of parallel simultaneous transmission and reception according to the present invention, since the former sound pressure is transmitted (in the direction) to a plurality of independent parts, energy is dispersed and does not cause a big problem, but the latter contact surface As described above, since the temperature increases by the number of parallel transmission stages, a countermeasure is required.
[0071]
One of the major causes of heat generation at the probe tip is ultrasonic energy accumulated in the probe when left in the air. Originally, in a medical ultrasonic probe, an ultrasonic pulse propagates in a living body when the radiation surface touches the living body. When the probe radiation surface is air, the difference in acoustic impedance between the transducer and air is large, so that the sound wave does not propagate in the air but causes multiple reflections in the transducer or in the probe. The energy at that time is stored inside the probe.
[0072]
Considering such a mechanism, the ultrasonic diagnosis generates a larger amount of heat during the diagnosis, that is, when the probe is separated from the living body than during the diagnosis.
[0073]
FIG. 11 is a block diagram showing a configuration when heat generation measures are taken. As shown in the figure, such a configuration includes a gate circuit 25 connected to the detection circuit 9, and an integration circuit 26, a comparator 27, and a voltage control circuit 28 connected in series to the gate circuit 25.
[0074]
FIG. 12 is a timing chart showing the principle of heat generation countermeasures. FIG. 5A shows a rate pulse, and a transmission pulse is emitted at the rising timing. FIG. 5B shows a received signal (a signal after detection) when the probe is in contact with the living body surface, and a reflected signal from the living body is received for a long time during one rate section. On the other hand, (e) in the figure shows the reflected signal when the probe is in an air load, and a signal due to multiple reflections in the probe is seen immediately after the transmission pulse radiation, but the received signal is obtained thereafter. Disappear. If the difference in the characteristics of these received signals is determined, it can be automatically determined whether or not the probe is touching the living body.
[0075]
Next, the operation of the apparatus relating to heat generation countermeasures will be described with reference to the block diagram shown in FIG. 11 and the time chart shown in FIG.
[0076]
The reception signal output from the adder circuit 7 passes through the logarithmic amplifier 8 and the detection circuit 9 in the same manner as the conventional one, and then a part thereof is cut out in the gate circuit 25. Further, the output from the gate circuit 25 is the integration circuit. 26 is integrated. For example, as shown in FIG. 12 (c) or (f), the gate circuit 25 opens after t0 from the rising edge of the rate pulse and closes after t1. During this time, the received signal is cut out and integrated by the integrator 26. Since the received signal when the probe is in contact with the living body (FIG. 12B) has a significantly larger amplitude in the t0-t1 section than when the air is loaded, the integrator output is also shown in FIGS. As is clear from g), it is larger when in contact with a living body.
[0077]
Therefore, if the output of the integrator is larger than the predetermined judgment level in the comparator 27, it is judged that the probe is in contact with the living body (that is, during the examination), and the voltage of the pulser 3 is left as it is. Continue transmitting ultrasound. On the contrary, if the integrator output is smaller than the judgment level, it is judged that the probe is in an air load, and the voltage of the pulser 3 is lowered to a predetermined level by the voltage control circuit 28. In this case, an appropriate voltage value (V0) may be selected so that the image can be observed to some extent rather than being lowered to a level at which the image cannot be seen at all, and the heat generation is significantly lower than the standard value.
[0078]
In the above method, it is determined based on the received signal whether or not the probe is in contact with the living body from the reflected signal of the ultrasonic wave, but other methods may be used. For example, it may be detected whether the body of the subject (patient) or the hands of the examiner (doctor or engineer) is touching the probe, or, for example, an electrostatic sensor or an infrared detection sensor is used as the probe. It may be built in and detected by a sensor.
[0079]
Next, a specific configuration and operation of a sector electronic scanning ultrasonic diagnostic apparatus that displays a three-dimensional image in real time will be described.
[0080]
According to the gate alternate scanning method already described, the number of scans can be greatly increased when an image of a specific part in the body is obtained. In particular, a large number of scans are performed in order to obtain one image as in a three-dimensional scan. The number of frames can be greatly improved. If such gate alternate scanning and parallel simultaneous transmission / reception methods are applied, real-time three-dimensional display by an ultrasonic diagnostic apparatus becomes possible.
[0081]
As shown in FIG. 1, when transmitting and receiving ultrasonic waves through the intercostal space and observing images of the mitral valve and its surroundings at the boundary between the left atrium and the left ventricle, the depth of diagnosis is changed from the region a to the region d. If the ultrasonic signal from the area c is obtained by dividing the area into four areas, the above object is achieved. However, here, the regions are equally spaced to simplify the description.
[0082]
Next, the transmission pulse interval in this apparatus will be described. For example, in FIG. 1, if the distance from the probe tip to the front end of the region c is S1, the distance from the rear end is S2, ΔS = S2−S1, and the sound speed in the living body is V0, a reflected signal between ΔS is received. For this purpose, under the conditions described later, at least the transmission pulse interval Δt may be 2ΔS / V0 or more.
[0083]
Next, the transmission / reception direction of ultrasonic waves will be described. The scanning range in the vicinity of the monk valve (50 mm from the probe) is 70 mm in both the X direction and the Y direction. However, the XY plane is set in a direction substantially perpendicular to the transmission / reception direction (Z direction) of the ultrasonic beam as shown in FIG. The scanning pitch when three-dimensionally scanning this 70 mm × 70 mm region must be smaller than the transmission / reception ultrasonic beam width (resolution). Here, the ultrasonic beam width is 3 mm, and the scanning pitch in the X and Y directions is 1.5 mm, which is half the beam width. Therefore, the number of scans in the X direction and the Y direction is 48, and the total number of scans is 2304.
[0084]
The specification of the sparse array transducer used to realize such a beam width will be described later. FIG. 13 shows a scanning region (XY plane) at a distance of 50 mm at this time. The scanning area is composed of a 48 × 48 minute area, and two areas in the X direction and two areas in the Y direction, a total of four areas (a, b, c, d in the figure) are combined into one middle area. Is formed. In other words, the minute region 2304 is grouped into a middle region of 1 to 576, and the parallel simultaneous transmission / reception described above is performed in each of the four minute regions thus grouped.
[0085]
At this time, the two-dimensional array transducer constituting the ultrasonic probe is driven so that the directivity of the transmission beam coincides with the center of the micro area a to d by the method shown in FIG. 9 or FIG. In reception, exactly the same four kinds of predetermined delay times are given to the reception signals received by the respective transducers of the two-dimensional array so that the reception directivity coincides with the center position of the minute regions a to d. , Each is synthesized. Scanning by controlling the delay time is the same as in the conventional ultrasonic diagnostic apparatus, but in a two-dimensional array transducer, the ultrasonic beam is deflected two-dimensionally by controlling the delay time of the drive signal. Since it is already widely known that this can be achieved, a detailed description thereof will be omitted.
[0086]
Next, a case where the gate alternate scanning method is applied will be described below. Here, the number of stages of alternate gate scanning is four. That is, the transmission pulses for the middle regions 1 to 576 are sequentially emitted toward the 1, 2, 3, 4,... 576 at Δt intervals (see FIG. 6 for Δt). On the other hand, for reception, the reception directivity is sequentially changed in the direction of 1, 2, 3,... 576, and reception is performed with a delay of 2 Δt seconds from transmission and at intervals of Δt. Alternatively, when the movement of the living body is fast and the image shifts between the middle regions 12 and 13, the transmission / reception order is changed to 1, 2, 3, 4, 13, 14,. , 14... The order is not limited.
[0087]
Next, a two-dimensional array that realizes such three-dimensional scanning will be described. FIG. 15 is a diagram showing a two-dimensional array transducer in which 31 × 31 vibration elements are arranged at intervals of 0.32 mm in a length of 10 mm and a width of 10 mm. The center frequency of the ultrasonic wave is 2.5 MHz. The pitch of the vibration elements is set based on the condition that when a 70 mm × 70 mm XY plane is scanned at a distance of 50 mm as described above, no grating lobe is generated even if the end portion is scanned. Here, if a transmission / reception circuit is made to correspond to each of a total of 961 elements as in a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, an extremely large circuit configuration is obtained. Therefore, selective use without using all vibration elements is made. The so-called sparse array method is employed.
[0088]
FIG. 14 shows an arrangement method of each transducer when 121 transducers are used in transmission and reception. The transmission transducer is 11 × 11 at intervals in the X direction and the Y direction. On the other hand, the transducers are arranged around the center, while the receiving transducers are arranged with 11 × 11 transducers at two intervals in the X direction and the Y direction so that the centers thereof substantially coincide with the centers of the transmission transducer groups. With respect to this arrangement method, an arrangement is made such that side lobes and grating lobes that cause image SN degradation or artifact generation in the integrated sound field during transmission and reception do not occur so much. In addition, the transmission aperture is smaller than the reception because the transmission focusing is preferably slightly weaker during reception dynamic focusing, or when the ultrasonic beam is incident between the ribs, the transmission aperture is large. In this case, multiple reflection occurs between the probe and the rib, and artifacts are easily displayed near the probe.
[0089]
FIG. 16 is a graph showing the directivity characteristics of the overall transmission and reception, and the sidelobe level is extremely small, which is a sufficiently practical characteristic. The X-direction ultrasonic beam width ΔX on the scanning plane XY at this time is expressed by ΔX = λR / D (or the Y-direction beam width ΔY is the same). Where λ is the ultrasonic wavelength, 0.6 mm for 2.5 MHz, R is the distance from the probe on the scanning plane, and D is the total length (diameter) of the transducer array. In this case, 50 mm, 10 mm, respectively. Therefore, ΔX is 3 mm. Therefore, it can be seen that 1.5 mm, which is 1/2 of ΔX, the scanning pitch on the above-described scanning plane is a reasonable value. Note that transmission / reception is performed while changing the directivity at intervals of Δt. By performing parallel simultaneous transmission / reception in each transmission / reception, scanning in the 2304 direction can be performed in a short time.
[0090]
Next, the number of frames will be described. If the thickness ΔS of each region when divided into four in the depth direction is 20 mm and the sound speed is 1500 m / s, the transmission interval Δt can be set even if some allowance is given in consideration of reverberation (multiple etc.) in vivo. What is necessary is about 50 μsec. Therefore, the time required to transmit and receive in the middle region 576 is about 30 msec, and the number of images (number of frames) that can be displayed per second is 35 frames. That is, by employing the gate alternate scanning method and the parallel simultaneous reception method of the present invention, a three-dimensional image having 2304 pixels can be displayed as a real-time image at a rate of 35 frames per second.
[0091]
Table 1 shows more specific specifications of the real-time three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus adopting the gate alternate scanning method and the parallel simultaneous transmission / reception method of the present invention. In this specification, the number of transmission and reception channels is 121 respectively, which is almost the same as the number of transmission / reception channels 128 of the current ultrasonic diagnostic apparatus.
[0092]
[Table 1]

[0093]
Here, with reference to FIG. 17, the configuration of the transducer in the probe, the first stage amplifier, the cable, the transmission / reception circuit section of the main body, and the like will be described. As shown in FIG. 14, the two-dimensional array transducer of the sparse array includes (1) a transducer that is commonly used for transmission and reception, (2) a transducer that is used only for transmission, and (3) that is used only for reception. There are four types of vibrators, (4) vibrators that are not used.
[0094]
FIG. 17A shows a configuration of a transmission / reception circuit connected to the transmission / reception transducer, and FIG. 17B shows a configuration of a transmission / reception circuit connected to a pair of transmission and reception transducers.
[0095]
The transmitting / receiving vibrator 50-1 inputs the vibrator driving signal from the pulsar 51-1 on the main body side via the cable 58-1 and the diode 154. At this time, the preamplifier 53-1 on the main body side is protected by the limiter circuit 52-1, and the impedance converter (buffer amplifier) 56-1 in the probe is also protected by the diode 2 (55) and the diode 3 (57-1). Is done.
[0096]
On the other hand, at the time of reception, a minute reception signal from the vibrator 50-1 passes through the diode 2 (55) which is in a conductive state by the bias voltage, and is then reduced to a low output impedance by the impedance converter 56-1. And is supplied to the preamplifier 53-1 in the main body via the diode 3 (57-1), the cable 58-1, and the limiter circuit 52-1.
[0097]
A vibrator drive signal from the pulsar 51-2 on the main body side is directly supplied to the pair of transmission vibrators 50-2 via the cable 58-2. At this time, the preamplifier 53-2 on the main body side is protected by the limiter circuit 52-2, and the impedance converter (buffer amplifier) 56-2 in the probe connected to the receiving vibrator 50-3 is connected to the diode 3 (57). -2).
[0098]
On the other hand, at the time of reception, a minute reception signal from the receiving vibrator 50-3 set in advance so as to be paired with the transmitting vibrator 50-2 is directly converted into a low output impedance by the impedance converter 56-2. Is supplied to the preamplifier 53-2 in the main body via the diode 3 (57-2), the cable 58-2, and the limiter circuit 52-2.
[0099]
When the area of the vibrating element is reduced as in a two-dimensional array, the electrical impedance of the vibrator increases. For this reason, when the vibrator is directly connected to the cable, the frequency characteristics and gain are significantly deteriorated. Therefore, it is important to store an impedance converter in the probe as in this embodiment, and reduce the output impedance of the received signal and output it to the cable. Since the transmission / reception signals are grouped in a pair as in this embodiment, the number of signal cables can be 121, which is equivalent to the conventional one, even if the transmission and reception transducers are different, and the operability is excellent. A two-dimensional array probe can be realized.
[0100]
According to the present embodiment described above, there is addition of software and hardware for three-dimensional display and software for delay time control of ultrasonic transmission / reception even when based on the current ultrasonic diagnostic apparatus. However, it is not necessary to change the circuit significantly, and an ultrasonic diagnostic apparatus having a real-time three-dimensional display capability can be realized with a circuit scale and a price almost the same as those of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus. In addition, compatibility with tomographic image display by a conventional ultrasonic diagnostic apparatus can be ensured. That is, by mounting a new two-dimensional array probe, not only a new three-dimensional image but also a conventional two-dimensional image can be obtained with the same probe. It is also possible to display a combination of the two-dimensional image and the three-dimensional image obtained at this time. Further, when only a two-dimensional image is obtained, the same apparatus main body is used, and if a dedicated probe is attached, an image having an excellent SN ratio and resolution can be obtained. Furthermore, since it is not necessary to change the probe shape significantly compared to the conventional probe, a probe with excellent operability can be realized.
[0101]
In the above-described embodiment, the case of observing a fast-moving organ such as the heart has been described. However, the present invention is also effective in three-dimensional displays such as the abdomen and obstetrics. In this case, it is sufficient that the number of frames is half for the heart (15 frames per second), and only the gate alternate scanning method or only the parallel simultaneous transmission / reception method may be used. Even such a configuration may satisfy the performance required from the clinical side.
[0102]
(Second Embodiment)
The second embodiment relates to a method for displaying a three-dimensional image in the real-time three-dimensional ultrasonic diagnostic apparatus.
[0103]
Here, a case will be described in which three-dimensional display is performed using a model (phantom) having a conical protrusion in a hollow spherical shell as shown in FIG.
[0104]
By the three-dimensional scanning already described, three-dimensional image data is stored in a memory circuit in the apparatus. Therefore, it is possible to perform three-dimensional display by freely setting the observation direction according to the method of reconstructing the three-dimensional image data stored in the memory circuit.
[0105]
In order to display an object to be observed (for example, a heart) in a closed space as in the model shown in FIG. 18, it is necessary to set a cutting plane. FIGS. 18A, 18B, and 18C schematically show three-dimensional images reconstructed by changing the position of the front cutting plane and obliquely upward in the observation direction. The positions of these cutting planes may be set at the start of data collection of the gate circuit at the time of data collection (for example, the front end of the area c in FIG. 1), but are newly set according to instructions from the observer after the data is captured. You may do it.
[0106]
In addition, the position of the cutting plane can be set freely by the observer as needed, and in almost real time. Further, although the observation from obliquely above is shown in FIG. 18, the observation from directly above may be suitable for diagnosis, and such a case can be easily handled. Furthermore, the cutting plane does not need to be horizontal, and the plane can be set in any direction or at any angle. Further, as shown in FIG. 19, if the cutting plane is set at the front end and the rear end, respectively, a three-dimensional image observed from above (or obliquely upward) and 3 (observed obliquely downward as shown) are observed. It is also possible to observe a dimensional image at the same time.
[0107]
In order to secure real-time performance and resolution, the size of the region of interest for real-time display may be made smaller than before. In this case, it may be difficult for orienteering to determine the region of interest. In such a case, the same probe is used, and the entire image is first captured by scanning in advance with the scanning interval being coarser than that at the time of the main inspection, and then a region for obtaining a high-quality three-dimensional image is determined. As shown in FIG. 20, a conventional tomographic image is first observed using the same two-dimensional array probe, and after confirming the position of the region of interest, the mode is shifted to the three-dimensional mode.
[0108]
(Third embodiment)
The third embodiment relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that improves the low flow rate detection capability in a color Doppler.
[0109]
As already mentioned, blood flow velocity is slow in coronary arteries or abdominal blood vessels, and the difference in flow velocity from signals from the vessel wall and organs around the blood vessels (clutter signal) does not become significant, so the two spectra are reliably separated. Therefore, an MTI filter with excellent frequency resolution is required. This frequency resolution is proportional to the number of data (that is, the number of scans in the same direction). For example, if the number of scans is doubled, the shoulder characteristics of the filter become twice as steep.
[0110]
When attempting to diagnose ischemic conditions based on blood flow measurements in the coronary arteries of the heart, it is only necessary to be able to observe the diagnostic site in a predetermined range where the coronary arteries are running, so the gate alternate scanning method can be applied. . That is, according to the gate alternate scanning method, the number of scans per unit time in a predetermined region can be increased by 2 to 4 times compared to the conventional method, so that the frequency resolution of the filter is improved without sacrificing the number of image frames. This can dramatically improve the low flow rate detection capability.
[0111]
In the embodiment described above, the focusing of the transmission / reception beam is not particularly mentioned, but a focusing point is set at an observation site (for example, region c in FIG. 1) at the time of transmission, and conventional ultrasonic waves are at the time of reception. As with the diagnostic device, it is desirable to apply a so-called dynamic focusing method.
[0112]
Further, the gate alternate scanning method, the parallel simultaneous transmission / reception method, and the probe heat generation reduction method described above may be used independently according to the purpose. For example, the problem of probe heat generation is a problem that has already become apparent even in conventional apparatuses for obtaining ultrasonic tomographic images, and can be improved by using the present invention.
[0113]
Further, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented with various modifications.
[0114]
【The invention's effect】
As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the number of scans per unit time is greatly increased without increasing the circuit scale by obtaining an ultrasonic image from a predetermined limited region. be able to. For this reason, in particular, real-time display such as three-dimensional image display that requires many scans to obtain one image and color Doppler display based on low flow velocity detection capability can be realized relatively easily.
[0115]
In addition, since the same part can be scanned twice to four times more with the same number of frames and the same scanning line density, the blood flow low-speed detection capability has been greatly improved. Observation of blood flow at the end of the coronary artery, which has been considered difficult, becomes possible. Moreover, the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention can be realized without drastically changing the apparatus of the conventional configuration.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram for explaining a scanning method for diagnosing the shape and motor function of a mitral valve or its peripheral part of a heart.
FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of a sector electronic scanning type ultrasonic diagnostic apparatus.
FIG. 3 is a perspective sectional view showing a configuration of a linear array ultrasonic probe.
FIG. 4 is a graph showing spectra of a Doppler signal and a clutter signal.
FIG. 5 is a diagram showing a parallel simultaneous reception method.
FIG. 6 is a timing chart for explaining the principle of the alternate gate scanning method.
FIG. 7 is a diagram showing a parallel simultaneous transmission / reception method.
FIG. 8 is a diagram showing a transmission delay time in the parallel simultaneous transmission / reception method.
FIG. 9 is a diagram illustrating a first configuration example of a transmission system using a parallel simultaneous transmission / reception method;
FIG. 10 is a diagram showing a second configuration example of a transmission system using a parallel simultaneous transmission / reception method;
FIG. 11 is a block diagram showing the configuration when taking measures against heat generation.
FIG. 12 is a timing chart for explaining the principle of heat generation countermeasures.
FIG. 13 is a diagram showing a scanning area composed of a 48 × 48 minute area.
FIG. 14 shows a sparse array.
FIG. 15 is a diagram showing a two-dimensional array transducer and its scanning plane.
FIG. 16 is a graph showing directivity characteristics of transmission / reception comprehensive;
FIG. 17 is a block diagram showing a configuration of a transducer in a probe, a first-stage amplifier, a cable, a transmission / reception circuit unit of the main body, and the like according to a sparse array.
FIG. 18 is an explanatory diagram in a case where a three-dimensional display is performed using a model (phantom) in which a conical protrusion is present in a hollow spherical shell.
FIG. 19 is a diagram showing a three-dimensional image when cutting planes are set at the front end and the rear end, respectively.
FIG. 20 is a diagram showing two-dimensional and three-dimensional scanning regions when the same two-dimensional array probe is used.
[Explanation of symbols]
1 ... Transmission rate signal generator
2 ... Transmission delay circuit
3 ... Drive circuit (Pulsar)
4 ... Ultrasonic vibrator
5 ... Preamplifier
7 ... Adder
8: Logarithmic amplifier
9 ... Detection circuit
10 ... A / D converter
11 ... Image memory
12 ... D / A converter
13 ... TV monitor
14 ... Mixer
15 ... π / 2 phase shifter
16 ... Low-pass filter
17 ... A / D converter
18 ... FFT circuit
19 ... Calculator
20 ... Reference signal generator
21 ... Delay time control circuit
22 ... MTI filter

Claims (4)

配列された複数個の超音波振動子から構成され、超音波ビームの送信及びその反射波の受信を行うための超音波プローブと、
セクタ走査を行う際の送信指向性の変化に伴って変化するビーム偏向のための第１の遅延時間により第１の方向に第１の送信指向性を有する第１の超音波ビームを送信し、前記第１の超音波ビームの送信によって生ずる反射波の全てが前記超音波振動子に到達する以前に、前記セクタ走査を行う際の送信指向性の変化に伴って変化するビーム偏向のための第２の遅延時間により前記第１の方向とは異なる第２の方向に第２の送信指向性を有する第２の超音波ビームを送信する送信手段と、
特定の深さ領域からの反射波が前記超音波振動子に到達する期間においてのみ、前記第１の方向と同じ方向に第１の受信指向性を設定して第１の受信信号を得、前記第２の方向と同じ方向に第２の受信指向性を設定して第２の受信信号を得る受信手段と、
前記受信手段から得られた第１及び第２の受信信号を信号処理して超音波診断画像を生成する生成手段と、
前記超音波診断画像を表示する表示手段と、を具備し、
前記送信手段は、前記第１の超音波ビームと重なり合うことを回避するための時間を前記第２の遅延時間に加えて前記第２の超音波ビームを送信することを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic probe composed of a plurality of arranged ultrasonic transducers, for transmitting an ultrasonic beam and receiving a reflected wave thereof;
Transmitting a first ultrasonic beam having a first transmission directivity in a first direction with a first delay time for beam deflection that varies with a change in transmission directivity during sector scanning; Before all of the reflected waves generated by the transmission of the first ultrasonic beam reach the ultrasonic transducer, a second beam deflection for beam deflection that changes with a change in transmission directivity during the sector scan is performed. Transmitting means for transmitting a second ultrasonic beam having a second transmission directivity in a second direction different from the first direction by a delay time of two ;
Only during a period in which a reflected wave from a specific depth region reaches the ultrasonic transducer, a first reception directivity is set in the same direction as the first direction to obtain a first reception signal, Receiving means for obtaining a second reception signal by setting the second reception directivity in the same direction as the second direction ;
Generating means for processing the first and second received signals obtained from the receiving means to generate an ultrasound diagnostic image;
Display means for displaying the ultrasonic diagnostic image ,
The ultrasonic diagnostic apparatus characterized in that the transmission means transmits the second ultrasonic beam by adding a time for avoiding overlapping with the first ultrasonic beam to the second delay time. . 前記複数個の超音波振動子は２次元に配列されており、
送信及び受信兼用の振動子群と、
送信専用の振動子群と、
受信専用の振動子群とを具備することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。The plurality of ultrasonic transducers are two-dimensionally arranged,
A transducer group for both transmission and reception ;
A group of transducers dedicated to transmission ,
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, characterized that you and a transducer group for reception only. 前記送信専用の振動子群は、前記受信専用の振動子群よりも配列の中心部よりに設けられることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。The transducer groups of the transmit-only, ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 2, characterized in that than transducer groups of the receive-only provided in the center portion of the array. 前記反射波に含まれるドップラ信号を検出する検出手段をさらに具備し、
前記生成手段は前記検出手段により検出されたドップラ信号に基づく超音波ドップラ画像を生成すると共に、前記表示手段は当該超音波ドップラ画像を表示することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の超音波診断装置。A detector for detecting a Doppler signal included in the reflected wave;
4. The apparatus according to claim 1, wherein the generation unit generates an ultrasonic Doppler image based on the Doppler signal detected by the detection unit, and the display unit displays the ultrasonic Doppler image. The ultrasonic diagnostic apparatus according to item.

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