超聲波診斷裝置的制作方法

專利名稱：超聲波診斷裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種超聲波診斷裝置、特別是涉及一種把超聲波在被檢查 者體內傳播時所產生的高次諧波信號圖像化的超聲波診斷裝置。
背景技術：
超聲波診斷裝置是向被檢查者體內發送超聲波信號，根據包括其回聲 信號的收波信號可以得到如提供給斷層圖像等的診斷的信息。關于表示這種斷層圖像的技術，通過將相對于發送信號的基波成分 (頻率f。)的高次諧波成分(如頻率為2fo、 3fo等)進行圖像化，可以得 到高對比度的圖像。這種攝像法也被稱之為組織諧波成像(Tissue Harmonic Imaging )■。上述的高次諧波成分主要是由超聲波在被檢査者體內傳播時產生的 非線性偏斜而引起的。即，照射在生物體內的超聲波根據組織的非線性應 答而使信號在組織傳播過程中發生偏斜，從而增加高次諧波成分。其結果 是在該回聲信號中含有如基波fo的2倍頻率的2fo成分、3倍頻率的3fo成分。在組織諧波成像中，如何抽出強高次諧波成分的回聲成為關鍵。作為 以往所報告的組織諧波成像方法的一例，有被稱之為過濾法的方法。這是使用中心頻率為如2fQ的帶通濾波器而從收波信號抽出如2fQ的高次諧波成分。另外，作為另一個例子，還有稱之為脈沖轉換法的方法。這 是以某時間間隔發送使極性相互轉換的第1和第2送波形，并對各自的回 聲信號進行調相加法運算，通過消除基波成分來強調2次高次諧波成分。 另外，如在日本的特開2002—34946號公報中公開了從相對于2個不同中
心頻率的發送信號而得到的收波信號中，經由各自的濾波器抽出諧波成 分，然后進行合成以使諧波成分寬帶化，增大波束深度方向上的分辨力和 信號強度，且抑制運動偽像的發生。但問題是，超聲波信號的高次諧波成 分的頻率高于基波成分，所以在傳播時容易受到衰減的影響，來自深部的 回聲信號的到達程度即穿透度不好。另一方面，如果降低基波的中心頻率 fo，因難以受到衰減的影響，所以能提高穿透度，但眾所周知降低了分辨 率。發明內容本發明正是鑒于上述問題而完成的，其課題是在維持分辨率的同時提 高穿透度。本發明的超聲波診斷裝置具備超聲波探頭、借助于超聲波探頭把超 聲波信號發送到被檢査者體內的送波部、對超聲波探頭接收的收波信號進 行處理的收波部、根據收波部處理的收波信號生成圖像的圖像生成部；送 波部具有在相同方向上且以某時間間隔多次發送使頻率推移的超聲波信 號的功能，其多次發送的超聲波信號含有以頻率增加的方式推移的第1波 形和以頻率減少的方式推移的第2波形；收波部具有對對應于第1波形的收波信號和對應于第2波形的收波信號進行調相加法運算的功能，由此來解決上述課題。如此以來，與以往那樣對相同頻率fo的波形進行極性顛倒而發送的情 況相比，調相加法運算后的收波信號的頻譜發生變化，并能強調在fo至2fo 頻帶的成分。這種頻帶成分的頻率低于2fo，所以較難受到衰減的影響， 且穿透度較好。因此，通過抽出該頻率成分并由此生成圖像，即使降低fo， 即降低分辨率，仍能提高組織諧波成像的穿透度。這里，頻率推移的波形也可以是指如聯結頻率不同的波形的1個周期 或多個周期而成的波形。另外，也可以作為連接頻率不同的波形的1/2周 期、1/4周期、1/8周期等部分而成的結構，也可以是使用頻率連續變化的 線性調頻脈沖波形的波形。此時，上述頻譜的改變是通過對第1波形和第2波形的頻率推移的變 化率進行可變設置而改變的，但特別是當得到來自被檢查者體內深部位置
(距探頭較遠的部位)的診斷信息時，則使收波信號的頻譜向較低的方向 偏移，以便重視穿透度的方式設置送波為好。因此，送波部具有對超聲波 信號的送波焦點的深度進行可變設置的功能，則根據送波焦點的深度來可 變設置第1波形和第2波形的頻率改變的變化率比較好。另外，此時，如果第l波形和第2波形的信號強度是以減少的方式發 生變化，則能強調上述波譜的變化。此時，也可以根據送波焦點的深度對 第1波形和第2波形的根據送波焦點深度而改變了的信號強度變化率進行 可變設置。另外，作為第1波形和第2波形的極性相互轉換的結構，收波部也可 以是作為具有附加增益誤差以分別增加或減少分別對應于第1波形和第2波形的收波信號而進行調相加法運算的功能的結構。如此以來，調相加法運算后的收波信號的頻譜發生改變，并能強調在fo至2fo的頻帶的成分，所以即使降低f。，即降低分辨率，仍能提高組織諧波成像的穿透度。此時，也可以是作為根據收波信號的接收同步即收波焦 點的深度對增益誤差進行可變調節的構成。例如，對于分別對應于第l波形和第2波形的收波信號，也可以作為進行接收同步和增益的相關曲線不 同的定時，增益，控制的構成。另外，收波部也可以作為具有對收波信號進行收波焦點處理的功能、 并具有抽出該收波信號的設置頻帶的濾波器、且根據收波焦點的設置深度 對頻帶進行可變設置的構成。由此，與收波焦點深度即被檢查者體內的診 斷部位的深度差異造成的衰減差異而引起的收波信號頻譜變化相適應，可 以抽出需要的頻帶成分。另外，當對第1波形和第2波形的根據送波焦點設置深度而推移的頻 率變化率或信號強度變化率進行可變設置時，因與它們的改變所造成的收 波信號的頻譜變化相適應，所以也可以是作為根據送波焦點的設置深度對 濾波器的頻帶進行可變設置的構成。


圖1是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第1實施例的構成的圖。
圖2是表示通過現有的脈沖轉換法引起的送波信號波形與送波信號和 收波信號的頻譜之間的模擬結果的圖。圖3是表示圖1的超聲波診斷裝置中的發送信號波形與發送信號和收波信號的頻譜之間的模擬結果的圖。圖4是表示由收波信號的產生深度造成的接收頻譜改變的模式圖。 圖5是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第2實施例的送波信 號波形與送波信號和收波信號的頻譜之間的模擬結果的圖。圖6是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第3實施例的構成的圖。圖7是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第3實施例的發送信 號與收波信號的頻譜的模擬結果的圖。圖8是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第3實施例的發送信 號與收波信號的頻譜的模擬結果的圖。圖9是表示應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第3實施例的發送信 號與收波信號的頻譜的模擬結果的圖。
具體實施方式
實施例1下面，對應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第1實施例進行說明。 圖1是表示本實施例的超聲波診斷裝置的構成的圖。如圖1所示，超聲波 診斷裝置是具有超聲波探頭1、借助于超聲波探頭1向未圖示的被檢查者 發送超聲波信號的送波部3、借助于超聲波探頭1對含有來自被檢査者的 回聲信號等的收波信號進行接收及處理的收波部5、根據收波部5所處理的信號而生成診斷圖像并顯示的圖像生成顯示部7而構成的。圖像生成顯 示部7包括未圖示的進行檢波、壓縮等的視頻處理部、多普勒處理部和掃 描變換部。送波部3構成為具有任意波形產生器9，其具有生成組合了分別有 需要的振幅、頻率、起始相位的多個波形的發送信號的功能；時間軸控制 器ll，其具有使任意波形產生器9輸出的波形發生時序顛倒的功能；發送 器13，其具有功率放大器且根據時間軸控制器11的輸出信號向超聲波探
頭1提供驅動信號。其中，時間軸控制器11具有把任意波形產生器9的 輸出作為輸入信號的先進先出功能和先進后出功能，且具有移位寄存器。 收波部5構成為具有接收器15，其輸入超聲波探頭1輸出的收波信號并含有未圖示的前置放大器、定時 增益 控制(TGC)放大器、A/D 變換器；調相加法器17，其對從接收器15輸出的且與超聲波探頭1的各 振子相對應的信道的收波信號進行調相，進行加法運算并作為RF線信號 而輸出；線加法器19，其保持先從調相加法器17輸出的收波信號，并考 慮到時間延遲之后輸出的收波信號和相位而進行RF加法運算后輸出；帶 通濾波器21，其具有從線加法器19的輸出信號中抽出特定頻帶的帶通數 字式過濾運算功能。作為調相加法部17，使用所謂數字式波束成形以使把 加法處理中的偏斜作為最小限度。另外，設有系統控制部23以總括上述 的送波部3、收波部5和圖像生成顯示部7內的各元件的運行。另外，超 聲波探頭1具有與未圖示的被檢者對向的并排成列狀或面狀的多個振子 25而構成。接著，對上述的超聲波診斷裝置的運行進行說明。首先，任意波形產 生器9根據來自系統控制部23的指示生成并輸出發送信號的波形。該任 意波形產生器9的輸出信號波形使經時改變頻率的波形連續而構成。這一 點在后面將會詳細描述。任意波形產生器9的輸出信號被輸入到時間軸控 制器11，首先并不需通過先進先出功能使時序顛倒，而作為第1波形輸出。 然后，時間軸控制器11進行時間延遲并通過先進后出功能輸出第2波形， 該第2波形具有第1波形相對于和時間軸垂直的線而對稱地顛倒的形狀。 發送器13根據這些第1波形、第2波形實施眾所周知的送波焦點處理， 生成并輸出超聲波探頭1的各振子25的驅動信號。從送波器13經由未圖 示的收發分離電路提供驅動信號的振子25分別振動而產生超聲波，在未 圖示的被檢查者體內形成超聲波束，所述的超聲波束是在每個振子25所 輸出的超聲波的波陣面相一致的方向上行進。另一方面，作為這種超聲波束，在被檢査者體內傳播的超聲波信號在 被檢査者體內的聲阻抗不同的部位發生反射，該反射波返回超聲波探頭1， 并作為收波信號而被接收。通過振子25把收波信號由聲波變換成電信號， 經由未圖示的收發分離電路輸入到接收器15。在接收部15，由前置放大
器和TGC放大器對和各振子25相對應的各信道的收波信號放大，并進行 A/D轉換，并輸出。接收器15的輸出信號被輸入到調相加法器17中，關 于因收波信號的產生部位到各振子25的不同距離造成的定時偏差，可在 實施了眾所周知的通過時間延遲處理以進行逐次矯正的動態焦點處理之 后進行加法運算，并輸出。伴隨這些信號收波的處理，是針對和上述第1 波形、第2波形分別相對應的收波信號而分別進行的。然后，線加法器19 暫時保持和第1波形相對應的收波信號，在時間延遲之后通過和對應于第 2波形的收波信號進行加法運算而合成這些對應于第1波形的收波信號和 對應于第2波形的收波信號，并作為已合成的收波信號輸出。然后，在帶 通濾波器21上，抽出已合成的收波信號的規定頻帶成分，圖像生成顯示 部7根據其抽出的頻帶成分的信號生成并顯示超聲波診斷圖像。即，超聲 波診斷裝置在掃描波束方向的同時實施上述運行，在圖像生成顯示部7對 和各掃描線相對應的線加法器的輸出進行檢波、壓縮等視頻處理、多普勒 信號處理、掃描變換，生成眾所周知的B模式或多普勒模式的圖像。此外， 系統控制部23在控制這一系列的運行的同時，也合并產生任意波形產生 器9的數據。接著，對和本發明的超聲波診斷裝置的特征有關的第l波形、第2波 形的波形、發送信號與收波信號的頻譜進行說明。首先，為了易于理解本 實施例的特征，關于現有的脈沖轉換法中的第l波形、第2波形的波形以 及發送信號和收波信號的頻譜，模擬結果圖示并說明于圖2。圖2a是以時 間為橫坐標、以發送信號的聲壓為縱坐標以表示第1波形和第2波形的圖。 這里，第l波形用實線表示，第2波形用虛線表示。如圖2a所示，為了 使第1波形和第2波形的相同頻率fo (二2MHz)的正弦波的連續2周期 進行Haming加權以便其與生物體中的波形相類似。然后，第1波形和第 2波形之間的關系成為顛倒其極性的關系。即，第l波形成為在信號開始 時的聲壓下降的極性，第2波形成為聲壓升高的極性。圖2b是表示發送信號和對分別對應于第1波形以及第2波形的收波 信號進行調相加法運算的收波信號的頻譜的圖。該圖的橫坐標為相對于fo =2.0MHz的比頻率(f/fo)，縱坐標為信號強度(dB)。在圖2b中，發送 信號的頻譜用虛線表示，已合成的收波信號的頻譜用實線表示。
如圖2b所示，當送波信號的頻譜從0升高頻率時，信號強度增強， 在頻率中fo具有第l的極大的波峰。然后，如果進一步升高頻率，則信號強度減弱，在頻率2fo中，相對于第1波峰而減少到一40dB以下。然后， 如果從頻率2fo進一步升高頻率，則信號強度再次轉為升高，在頻率2.3fo 附近取第2波峰，隨后再次降低。該第2波峰的信號強度相對于第1波峰 約是一32dB。另一方面，已合成的收波信號的頻譜在0.6fo附近、2fo附近和4fo附近 具有信號強度達到極大的波峰，在1.2f。附近和3.3f。附近有信號強度達到 極小的波谷。波峰中信號強度達到最大的是2f。附近的波峰，與該信號強 度相對的0.6f。附近和4f。附近的波峰的信號強度均約為—14dB。另一方面， 關于在信號強度達到極小的波谷處的信號強度，相對于2fo附近的信號強 度，在1.2fo附近約為一28dB，在3.3fo附近約為一21dB。接著，關于本實施例的超聲波診斷裝置中的頻率位移的第1波形及第 2波形的波形、和發送信號及收波信號的頻譜的一例，模擬結果圖示并說 明于圖3。圖3a是以時間為橫坐標、以發送信號的聲壓為縱坐標以表示第 l波形和第2波形的圖。這里，第l波形用實線表示，第2波形用虛線表 示。如圖3a所示，第l波形是使頻率fi (二1.8MHz)的第1周期和頻率 f2 (二2,2MHz)的第2周期連續而構成的，并成為信號開始時聲壓降低的 極性。另一方面，第2波形是使頻率6的第1周期和頻率&的第2周期連 續而構成的，該周期之間以某種變化率發生變化。另外，對這些第l波形 和第2波形進行Haming加權以便其與圖2a所示的波形相同。換言之，可 以說第2波形是使第2波形發生時序顛倒而成的。圖3b是表示發送信號和對分別對應于第1波形以及第2波形的收波 信號進行調相加法運算的收波信號的頻譜的圖。該圖和圖2b —樣，橫坐 標為相對于fo^2.0MHz的比頻率(efo)，縱坐標為信號強度(dB)。在圖 3 (b)中，發送信號的頻譜用虛線表示，被調相加法運算了的收波信號的 頻譜用實線表示。如圖3b所示，當發送信號的頻譜從0升高頻率時，信號強度增強，在頻率中fo有達到極大的波峰。然后，如果進一步升高頻率，則信號強度 減弱。信號強度的降低率在頻率2fo附近變小，當降低率大致到O之后，
信號強度隨下降率再次變大而降低。另外，在頻率2fo附近的信號強度相對于頻率fo的波峰約為一23dB。另一方面，進行了調相加法運算的收波信號的頻譜在0.4fo附近、1.6fo 附近和2.8fo附近具有信號強度達到極大的波峰，在0.7f。附近、2.2f。附近 和3.7fo附近具有信號強度達到極小的波谷。極大的波峰中信號強度達到最 大的是1.6fQ附近的波峰，與該信號強度相對的0.4f。附近和2.8fQ附近的波 峰的信號強度分別約為一12dB和一2dB。另一方面，關于在信號強度達到 極小的波谷處的信號強度，在0.7fo附近約為一14dB，在2.2fo附近約為一 17dB，在3.7fo附近約為一35dB。把圖3b與圖2b進行比較可知，在現有的脈沖轉換法中，當對分別對 應于第1波形和第2波形的收波信號進行合成時，最強調2f。附近的頻率 成分，與此相對，通過錯開f,和f2，信號強度的峰值在1.6fo附近，頻譜的 偏斜較低。然后，在本實施例的超聲波診斷裝置中，其特征在于，根據送波焦點 的設置深度，對頻率f,和f2的差Af二l&一f2i進行可變設置。具體地說， 隨著送波焦點深度的逐漸加深，可變設定著Af，以使己合成的收波信號 之信號的頻譜較低偏斜，所述收波信號分別對應于第1波形和第2波形。 此外，此時頻率&和f2的平均頻率恒定在f。。另外，當送波焦點的深度較 淺時，則使Af為O并采用現有的脈沖轉換法進行信號收發。然后，隨著 送波焦點深度的逐漸加深，使Af發生變化，上述頻譜的峰值自2fo至如 fo、優選自2fo至如1.5fo發生偏移那樣生成發送信號。例如，把改變了送 波焦點深度的多個超聲波束的收波信號合起來，當進行眾所周知的完成1 根波束線的信號接收的發送多焦點時，根據各焦點深度使Af可變。例如， 當進行3個焦點時，以焦點深度較淺為基準，設置各Af以使頻譜的波峰 為如2fo、 1.8fQ、 1.6f。。關于與這種送波焦點深度相對應的Af的設置，可 以通過使用模擬或超聲波仿真的實驗而進行。另外，在本實施例的超聲波診斷裝置中，其特征在于，根據上述頻譜 的偏移使帶通濾波器21的傳輸頻帶可變。具體地說，為了適應于進行了 調相加法運算后的收波信號的頻譜偏移，隨著送波焦點深度的加深而使傳 輸頻帶的偏移較低。
另外，即使在發送信號沒有改變時，該帶通濾波器21的傳輸頻帶也 根據收波焦點的深度成為可變。即，圖4是表示來自被檢者的淺表部位即 來自距離超聲波探頭較近部位的收波信號的接收頻譜、和來自被檢者的較 深部位即來自距離超聲波探頭較遠部位的收波信號的接收頻譜的模式圖。此外，在圖4中，為了使說明簡單，作為高次諧波成分而只表示2fQ。其 中，發送信號通常是數周期的脈沖波，所以如圖4所示的頻譜以fc、 2f0 為中心而分別有某種程度的帶通。如圖4所示，來自較深位置的收波信號 頻譜增加超聲波在生物體內傳播時的非線性偏斜造成的高次諧波成分，當 著眼于高次諧波成分的頻譜分布時，越高頻率成分受到傳播時衰減的影響 較大，所以頻譜偏移到較低中心頻率也降低。因此，為了處理這一點，帶 通濾波器21的傳輸頻帶的設置是以隨著收波焦點的焦點深度的加深而有 較低偏移的方式而聯動于收波焦點的動態焦點。具體地說，作為帶通濾波 器21，當使用數字式FIR濾波器時，其系數聯動于收波焦點深度且是可變的。如上所述，根據本實施例，通過對分別對應于以增加頻率的方式變化 的第1波形和以減少頻率的方式變化的第2波形的收波信號進行調相加法 運算，強調f()到2fo之間的頻率成分，所以和強調2fo的現有脈沖轉換法 相比，更難以被衰減所影響，在焦點深度較深的部分可以提高穿透度，而 在較淺的部分是通過2fQ圖像化，所以具有可以保持分辨率的效果。另外，根據送波焦點深度對第1波形和第2波形的頻率改變的變化率 進行可變設置，所以在較淺的焦點深度處強調較高的頻率成分而作為重視 對比度的設置，關于較深的焦點深度，則是強調相對較低的頻率成分而作 為重視穿透度的設置，根據送波焦點的設置深度可以生成良好的圖像。而且，對進行調相加法運算之后的收波信號進行頻率帶通濾波器運 算，根據送波焦點深度是該傳輸頻帶可變，所以可以抽出根據發送信號改 變的變化率而被強調的頻帶。另外，根據收波焦點深度也可以對該傳輸頻帶進行可變設置，所以可 以抽出的頻帶已經適應了由收波信號的傳播距離的不同所引起的衰減的 不同造成收波信號的頻譜變化。另外，例如當對穿透度不成問題的相對較淺部位進行診斷時，也可以
抽出頻率高于2fo的成分而進行圖像的生成。例如，由圖3b可知2.8fo附 近也有波峰，但如也可以通過帶通濾波器抽出這種頻率大于2fo的波峰附 近的信號強度而進行圖像的形成。由此，診斷較淺部位時的圖像對比度比 較好。另外，當對這種較淺部位進行診斷時，也可以升高發送信號的中心頻 率。例如在圖3的例子中，中心頻率f。二2.0MHz，第1波形和第2波形分 別為ffl.8MHz、 f2 = 2. 2MHz，但也可以作為如中心頻率f。二2. lMHz、 f, =2.0MHz、 f2=2.2MHz。由此，在穿透度不成問題的相對較淺的深度，可 以得到對比度良好的圖像。其中，在上述實施例中，通過由時間軸控制器而使第l波形發生時序 顛倒，從而得到第2波形，但當任意波形產生器可以直接產生第2波形時， 不需要時間軸控制器。另外，在上述的實施例中，第1波形和第2波形分別具有連續2個周 期的波形，但也可以由連續3個周期以上的波形構成。例如，將第l波形 是以f,^1.8MHz、 f2 = 2.0MHz、 f3 = 2. 2MHz的波形分別以1個周期連續， 第2波形也可以是時序顛倒第1波形而成的波形。由此，第1波形是中心 頻率f,、 f2、……fn、……fN (N^2)的l個周期的連續，且f,〈f2〈…… 〈fn〈……〈fN，當第2波形和第l波形的關系是時間軸轉換關系時，即使N =4以上也無損本發明的宗旨，但如果增加頻率，則可相對減少兩送波的 差，所以本發明在N〈6左右的范圍內尤其有效。另外，在上述實施例中，第1波形和第2波形是通過組合每1個周期 頻率不同的正弦波而構成的，但例如也可以是每隔2個周期以上的頻率不 相同。另夕卜，例如也可以使如同每1/2周期、1/4周期的頻率不相同，進而 也可以使用頻率連續改變的所謂線性調頻脈沖波形。實施例2接著，對應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第2實施例進行說明。省略相同于第1實施例的部分的說明，只說明它們的不同點。本實施例的 超聲波診斷裝置的特征是第1波形和第2波形的振幅都發生改變。即，在 本實施例中，其特征是把第1波形和第2波形各自最初周期的波形振幅設
置成大于與其連續的波形的振幅。關于本實施例的超聲波診斷裝置中的頻率和振幅發生改變的第1波形 以及第2波形的波形、和送波信號以及收波信號的頻譜的一例，將模擬結果圖示于圖5并進行說明。圖5a是以時間為橫坐標、以送波信號的聲壓 為縱坐標，表示第波形和第2波形的圖。這里，第l波形用實線表示， 第2波形用虛線表示。如圖5a所示，第l波形是使頻率f, ( = 1.8MHz) 的第1周期和頻率f2 (=2.2MHz)的第2周期連續而構成的，并成為信 號開始時聲壓下降的極性。另一方面，第2波形是使頻率f2的第1周期和 頻率f,的第2周期連續而構成的，并成為信號開始時聲壓升高的極性。然 后，把第1波形和第2波形都設置成第2周期的振幅A2小于第1周期的 振幅A1，例如當是圖5a時，設定成A2二0.9A1。圖5b是表示發送信號和對分別對應于第1波形以及第2波形的收波 信號進行調相加法運算而成的收波信號的頻譜的圖。和圖2b —樣，橫坐 標為相對于f(^2.0MHz的比頻率(ffo)，縱坐標為信號強度(dB)。在圖 5b中，發送信號的頻譜用虛線表示，進行了調相加法運算的收波信號的頻 譜用實線表示。如圖5b所示，送波信號的頻譜類似于圖3 (b)所示的發送信號的頻 譜，但頻率2f。附近的信號強度相對于fQ附近的信號強度約為一25dB。另一方面，進行了調相加法運算的收波信號的頻譜在0.4fo附近、1.6f0 附近和2.8fQ附近有信號強度達到極大的波峰，在0.7fG附近、2.2fQ附近和 3.7f。附近有信號強度達到極小的波谷。極大的波峰中信號強度達到最大的 是1.6fo附近的波峰，與該信號強度相對的0.4f。附近和2.8fo附近的波峰的 信號強度分別約為一13dB和一2dB。另一方面，關于在信號強度達到極小 的波谷處的信號強度，在0.7fo附近約為一17dB，在2.2fo附近約為—10dB， 在3.8fo附近約為一40dB。把圖5b與圖2b進行比較可知，通過像本實施例那樣使頻率&和f2 錯位，振幅Al和A2錯位，信號強度的波峰在1.6 &附近，頻譜的偏斜較 低。然后，在本實施例的超聲波診斷裝置中，根據送波焦點的設置深度， 對頻率f,和f2的差A f進行可變設置，進而對振幅Al和A2的比A2/A1進
行可變設置。具體地說，和第1實施例一樣，隨著送波焦點深度的逐漸加深，以使合成了收波信號之信號的頻譜較低偏斜的方式對Af以及A2/A1 進行可變設置，所述的收波信號分別對應于第1波形和第2波形。如上所述，根據本實施例，除了有和第1實施例相同的效果，還可通 過使第1波形和第2波形的振幅都發生改變，對進行了調相加法運算的收 波信號的頻譜偏移進行進一步強調。實施例3接著，對應用本發明而成的超聲波診斷裝置的第3實施例進行說明。 省略相同于第1實施例的部分的說明，只說明它們的不同點。圖6是表示本實施例的超聲波診斷裝置的構成的圖。如圖6所示，超 聲波診斷裝置具備具有未圖示的多個超聲波振子或超聲波轉換器的陣列 的超聲波探頭或超聲波探測器3K對借助于超聲波探測器31向未圖示的 被檢查者發送的送波信號進行控制的脈沖轉換控制部33、根據來自脈沖轉 換控制部33的指示生成送波信號且驅動超聲波探測器31的送波調相電路 35。送波調相電路35具有未圖示的送波定時發生電路、送波束成形電路 和送波驅動器，并向超聲波探測器31提供高壓送波信號。此時，送波束 成形電路根據有送波定時發生電路產生的送波定時信號，生成形成規定方 向的超聲波束的波束成形信號。波束成形信號由付與了時間差的多個驅動 信號構成。另外，設置有接收調相電路37，其對借助于超聲波探測器接收的自 被檢者的收波信號，經過多個超聲波轉換器的各信道進行調相加法運算，-可變增益電路39，其根據被可變設置的增益而增強或減弱接收調相電路 37的輸出信號；2波束加法部41，其暫時記憶可變增益電路39的輸出信 號并在某時間間隔內對可變增益電路39輸出的信號進行調相加法運算。 然后，設置可變帶通濾波器43，其針對2波束加法部41的輸出信號而進 行數字式帶通濾波器運算；并根據該可變帶通濾波器43的輸出信號，設 置有B模式處理部45，以進行眾所周知的包括檢波、對數壓縮、增強處 理的B模式圖像處理；DSC電路47;以及對DSC電路47輸出視頻信號 進行圖像顯示的監視器49。另外，還設置對可變增益電路39和可變帶通
濾波器43進行控制的控制部51，在控制部51上連接有具有輸入機構的操 作臺53。此外，可變增益電路39具有根據來自脈沖轉換控制部33和控制部51 的指示，并通過在某時間間隔中相對于接收的多個收波信號而不同的增益 來進行眾所周知的定時*增益*控制的功能。另外，可變帶通濾波器43 具有通過控制部51發出的時間控制信號，并根據接收深度使傳輸頻帶的 中心頻率和帶寬可變的收波信號動態濾波功能。接著，對上述超聲波診斷裝置的運行迸行說明。在本實施例的超聲波 診斷裝置中，第l波形和第2波形是與圖2a所示的波形相同的波形，艮卩， 使用和現有的脈沖轉換法相同的波形，所述的現有脈沖轉換法是使頻率fo 連續2個并使第1波形和第2波形成為時序顛倒或極性顛倒的關系。然后， 在可變增益電路39中，其特征是通過因收波信號的接收定時即檢出部位 的深度而不同的增益(振幅增益)而對對應于第1波形的收波信號和對應 于第2波形的收波信號進行定時 增益 控制，然后在2波束加法部41 進行調相加法運算并作為1個RF信號。圖7 9是表示本實施例中的發送信號和合成了的發送信號的頻譜的 模擬結果的曲線圖，是表示相對于分別對應于第1波形和第2波形的收波 信號的增益的比值分別為1: 1、 1.2: 0.8、 1.35: 0.65的曲線圖。各圖都 和圖2b—樣，橫坐標為相對于fo二2.0MHz的比頻率(f/fo)，縱坐標為信 號強度(dB)。另外，發送信號的頻譜用虛線表示，調相加法運算后的收 波信號的頻譜用實線表示。其中，這里的送波信號的頻譜當然和圖2b所 示的頻譜相同。接著，對各圖中調相加法運算后的收波信號的頻譜進行說明。圖7是 相對于分別對應于第1波形和第2波形的收波信號的增益的比值(以下稱 為"增益比"。)為1: 1時的頻譜。如圖7所示，收波信號的頻譜在0.6fo 附近、1.9fo附近和3.7fQ附近有信號強度達到極大的波峰。另一方面，在 l.lfo附近和2.9fo附近有信號強度達到極小的波谷。信號強度達到最大的 是1.9fo附近的波峰，關于相對于此時的信號強度的各波峰和波谷處的信號 強度，在0.6f。附近約為一9dB，在Uf。附近約為一"dB，在2.9fQ附近約 為一17dB，在3.7fo附近約為一6犯。
圖8是增益比為1.2: 0.8時的頻譜。如圖8所示，收波信號的頻譜在 0.6&附近、1.9fo附近和3.7f。附近有信號強度達到極大的波峰。另一方面， 在fo附近和2.9fo附近有信號強度達到極小的波谷。信號強度達到最大的 是1.9fo附近的波峰，關于相對于此時的信號強度的各波峰和波谷處的信號 強度，在0.6fo附近約為一8dB，在fo附近約為一15dB，在2.9fo附近約為 一13dB，在3.7fo附近約為一5dB。
圖9是增益比值為1.35: 0.65時的頻譜。如圖9所示，收波信號的頻 譜在0.6fo附近、1.9f0附近和3.7fo附近有信號強度達到極大的波峰。另一 方面，在0.9fo附近和2.9fo附近有信號強度達到極小的波谷。信號強度達 到最大的是1.9fQ附近的波峰，關于與此時的信號強度相對的各波峰和波谷 處的信號強度，在0.6f。附近約為一8dB，在0.9f。附近約為一9dB，在2.9f0 附近約為一10dB，在3.7fo附近約為一5dB。
比較圖7 圖9可知，通過改變增益比而進行調相加法運算的收波信 號的頻譜發生改變，例如當著眼于fo至2f()的頻帶中的成分時，圖8比圖 7、圖9比圖8更能進行強調。例如，當著眼于1.5fo處的信號強度時，關 于相對于1.9f。的波峰的信號強度，圖7中成為約一7dB，圖8中成為約一 5dB，圖9中成為約一3dB。
然后，在本實施例中，根據收波焦點的設置深度，對增益比進行可變 設置。具體地說，隨著收波焦點深度的逐步加深，以增大增益比的方式進 行設置。這種增益比的更改和眾所周知的收波動態焦點聯動，根據收波定 時而可以連續進行。即，相對于分別對應于第l波形和第2波形的收波信 號，進行接收定時和增益的相關曲線不同的定時 增益 控制。
另外，可變帶通濾波器43，根據收波焦點設置深度對傳輸頻帶進行可 變設置。具體地說，在收波焦點深度較淺的區域，通過較寬設置傳輸頻帶 且較低設置其中心頻率而使2維高次諧波成分以寬頻帶通過。然后，接受 波焦點深度變深，隨著基波成分的被強調而通過較窄地設置可變帶通濾波 器的傳輸頻帶，且較高設置其中心頻率和下限頻率而減少基波成分。
如上所述，根據本實施例，作為第1波形和第2波形相互極性顛倒而 形成的結構，通過附加增益誤差而分別增加或減少分別對應于第1波形和 第2波形的收波信號，可以強調在fo 2 fo的頻帶處的成分，所以即使不
降低fe，不降低分辨率，也能提高穿透度。另外，根據接受波焦點深度對增益誤差和可變帶通濾波器的傳輸頻帶 進行可變設置，所以在相對較淺的部位，通過把增益誤差設成較小或設成為0，同時對可變帶通濾波器的傳輸頻帶進行較寬設置，可以對消除了基 波成分的寬頻帶2維高次諧波成分進行強調。另一方面，在相對較深的部 位，通過把增益誤差設成較大，同時把傳輸頻帶設成較窄，且降低其中心 頻率，可以提高穿透度。此外，在上述實施例中，相對于和第1波形對應的收波信號的增益和 相對于和第2波形對應的收波信號的增益都是可變的，但也可以是固定一 方而僅使另一方可變。例如，可以把對應于第1波形的增益固定在1而只是對應于第2波形的增益進行可變。例如，可以以類似l: 1、 h 0.6、 1:0.3的階梯形對增益比進行可變設置。另外，除了使相對于收波信號的增益不相同，或者代替使相對于收波信號的增益不相同，也可以使第l波形和第2波形送波時的振幅不相同。
權利要求
1、一種超聲波診斷裝置，具備超聲波探頭；借助于超聲波探頭把超聲波信號發送到被檢查者體內的送波部；對超聲波探頭接收的收波信號進行處理的收波部；和根據收波部處理的收波信號生成圖像的圖像生成部而構成，其中，所述送波部，具有在相同方向上并在時間間隔內對頻率推移的超聲波信號進行多次發送的功能，并且多次發送的超聲波中包括第1波形和第2波形；所述收波部，具有對對應于所述第1波形的收波信號和對應于所述第2波形的收波信號進行調相加法運算的功能，其特征在于，具有如下所述功能中的任一種或同時具有所述兩種功能所述送波部以經時增加頻率的方式推移所述第1波形，而以經時減少頻率的方式推移所述第2波形的功能，或者所述收波部附加增益誤差以分別增加或減少分別對應于所述第1波形和所述第2波形的收波信號并進行調相加法運算的功能，當所述送波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形，而以經時減少頻率的方式推移所述第2波形的功能時，所述第1波形或所述第2波形或所述第1波形和所述第2波形兩者每隔2個以上周期增加減少頻率增加或減少頻率。
2、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形，而以經時減少頻率的 方式推移所述第2波形的功能時，所述第1波形和所述第2波形具有相對 于時間軸的垂直線呈線對稱的形狀。
3、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形而以經時減少頻率的方 式推移所述第2波形的功能時，所述送波部具有對所述超聲波信號的送波 焦點深度進行可變設置的功能，并根據所述送波焦點對所述第1波形和所 述第2波形的頻率發生推移的變化率進行可變設置。
4、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形而以經時減少頻率的方式推移所述第2波形的功能時，所述第1波形和所述第2波形是分別以降 低信號強度的方式發生推移的波形。
5、 根據權利要求3所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形而以經時減少頻率的方 式推移所述第2波形的功能時，所述送波部具有對所述超聲波信號的送波 焦點深度進行可變設置的功能，并根據所述送波焦點對所述第1波形和所 述第2波形的頻率發生推移的變化率、以及該第1波形和第2波形的信號 強度發生推移的變化率中的至少一個進行可變設置。
6、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述收 波部具有附加增益誤差以分別增加或減少分別對應于所述第1波形和所述 第2波形的收波信號并進行調相加法運算的功能時，根據所述收波信號的 接收定時對所述增益誤差進行可變設置。
7、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形而以經時減少頻率的方 式推移所述第2波形的功能時，所述收波部具有抽出所述收波信號的設置 頻帶的濾波器，根據所述收波信號的接收定時對所述頻帶進行可變設置。
8、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形，而以經時減少頻率的 方式推移所述第2波形的功能時，所述第1波形或所述第2波形或所述第 1波形和所述第2波形兩者每隔不到1個周期增加或減少頻率。
9、 根據權利要求1所述的超聲波診斷裝置，其特征在于，當所述送 波部具有以經時增加頻率的方式推移所述第1波形，而以經時減少頻率的 方式推移所述第2波形的功能時，所述第1波形或所述第2波形或所述第 1波形和所述第2波形兩者連續地增加或減少頻率。
全文摘要
本發明提供一種超聲波診斷裝置，具備超聲波探頭、借助于超聲波探頭把超聲波信號發送到被檢查者體內的送波部、對超聲波探頭接收的收波信號進行處理的收波部、和根據收波部處理的收波信號生成圖像的圖像生成部；其中，送波部具備在相同方向上并在某時間間隔內對使頻率推移的超聲波信號進行多次發送的功能；該多次發送的超聲波信號包括以增加頻率的方式推移的第1波形和以減少頻率的方式推移的第2波形；收波部具有對對應于所述第1波形的收波信號和對應于所述第2波形的收波信號進行調相加法運算的功能，由此通過組織諧波成像維持分辨率，同時提高穿透度。
文檔編號G01S15/89GK101156785SQ200710184810
公開日2008年4月9日 申請日期2003年4月3日 優先權日2002年4月26日
發明者岡田一孝, 大竹剛, 木村剛, 林達也, 神田浩 申請人:株式會社日立醫藥