超聲波探頭以及超聲波圖像診斷裝置的制造方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及超聲波探頭以及超聲波圖像診斷裝置。
【背景技術(shù)】
[0002] 由于超聲波診斷通過僅將超聲波探頭接觸體表這樣簡單的操作就能以實(shí)時顯示 的方式得到心臟的搏動或胎兒的運(yùn)動的情形，且安全性高，所以能夠重復(fù)進(jìn)行檢查。
[0003] 在顯示這樣的超聲波圖像的技術(shù)中，已知通過將相對于發(fā)送信號的基波分量（頻 率fQ)的高次諧波分量（例如，頻率2f Q、3fQ等）圖像化，從而得到對比度高的圖像的技術(shù)。 這樣的攝像法被稱為組織諧波成像（Tissue Harmonic Imaging)。
[0004] 上述的高次諧波分量主要由于超聲波在被檢體內(nèi)傳播時產(chǎn)生的非線性失真而產(chǎn) 生。即，被照射到生物體內(nèi)的超聲波由于組織的非線性響應(yīng)而在組織傳播中信號失真，高次 諧波分量增大。其結(jié)果，在其接收信號中，例如包含基波的2倍的頻率2f^、或3倍的頻 率3f(!的分量。
[0005] 作為提取組織諧波成像中的高次諧波分量的方法，已知濾波器法和脈沖反向（A 少只彳 >八一3 > )法。
[0006] 濾波器法使用中心頻率為例如的帶通濾波器，從接收信號提取2f ^的高次諧波 分量。
[0007] 另一方面，脈沖反向法將極性或時間反轉(zhuǎn)了的第一以及第二發(fā)送脈沖信號相隔時 間間隔而發(fā)送，通過合成各自的接收信號而消除基波分量，從而增強(qiáng)二次高次諧波分量。
[0008] 然而，由于與基波分量相比，超聲波信號中包含的高次諧波分量頻率高，所以在被 檢體內(nèi)的傳播時易于受到衰減的影響，存在來自深部的反射超聲波信號的到達(dá)度（穿透性 氺卜u-シ3y))不好的問題。另一方面，由于若降低基波分量的頻率fQ則難以受到 衰減的影響，所以產(chǎn)生穿透性改善但分辨率降低這樣的折中。
[0009] 在上述的兩個方法之中，在濾波器法中，由于不區(qū)分基波以及高次諧波而截掉低 頻區(qū)域，其影響變得顯著，此外，由于提取后的頻帶也變窄，與脈沖反向法相比畫質(zhì)也較差， 所以在所謂低端的裝置以外，脈沖反向法成為主流。
[0010] 近年，在上述的脈沖反向法中，提出了與超聲波的寬頻帶化對應(yīng)，除了二次高次諧 波分量之外，還利用比二次高次諧波分量頻率低的差音分量等，通過使用多種高次諧波分 量，從而實(shí)現(xiàn)超聲波圖像的畫質(zhì)的提高的方法（例如，專利文獻(xiàn)1)。
[0011] 現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)
[0012] 專利文獻(xiàn)
[0013] 專利文獻(xiàn)1 :(日本）特開2002 - 301068號公報(bào)
[0014] 但是，在上述專利文獻(xiàn)1中記載的技術(shù)中，存在由于利用多個種類的高次諧波分 量，超聲波探頭具有的群延遲特性引起在多個種類的高次諧波間產(chǎn)生抵消，不一定得到期 望的距離分辨率的問題。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0015] 本發(fā)明的課題在于，提供能夠降低多個種類的高次諧波所導(dǎo)致的抵消而得到距離 分辨率優(yōu)良的超聲波圖像的超聲波探頭以及超聲波圖像診斷裝置。
[0016] 為了解決以上的課題，技術(shù)方案1所述的發(fā)明是一種超聲波探頭，通過輸入脈沖 信號而向被檢體輸出發(fā)送超聲波，且通過接收來自被檢體的反射超聲波而輸出接收信號， 其特征在于，
[0017] 被設(shè)定為從輸入的脈沖信號和接收信號的各頻率中的相位差得到的群延遲的、在 所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中的最大值和最小值之差成為0. 15弧度以下、 或在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中的標(biāo)準(zhǔn)偏差成為0. 025以下，其中，該接 收信號是從根據(jù)該脈沖信號而輸出的發(fā)送超聲波的反射超聲波得到的。
[0018] 技術(shù)方案2所述的發(fā)明在技術(shù)方案1所述的超聲波探頭中，其特征在于，
[0019] 一20dB的相對頻帶（比帯域）為120%以上。
[0020] 技術(shù)方案3所述的發(fā)明是一種超聲波圖像診斷裝置，具備：超聲波探頭，通過輸入 脈沖信號而向被檢體輸出發(fā)送超聲波，且通過接收來自被檢體的反射超聲波而輸出接收信 號；以及發(fā)送部，通過輸出規(guī)定的驅(qū)動波形的脈沖信號，使所述超聲波探頭生成所述發(fā)送超 聲波，其特征在于，
[0021] 所述發(fā)送部輸出驅(qū)動波形的脈沖信號，其中，該驅(qū)動波形的脈沖信號是從各頻率 中的相位差得到的群延遲的、在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶 和該脈沖信號中的驅(qū)動波形的一20dB的頻帶重疊的頻帶中的最大值和最小值之差為0. 15 弧度以下、或在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶和該脈沖信號中 的驅(qū)動波形的一20dB的頻帶重疊的頻帶中的標(biāo)準(zhǔn)偏差為0. 025以下的驅(qū)動波形的脈沖信 號。
[0022] 技術(shù)方案4所述的發(fā)明是一種超聲波圖像診斷裝置，具備：超聲波探頭，通過輸入 脈沖信號而向被檢體輸出發(fā)送超聲波，且通過接收來自被檢體的反射超聲波而輸出接收信 號；以及發(fā)送部，通過輸出規(guī)定的驅(qū)動波形的脈沖信號，使所述超聲波探頭生成所述發(fā)送超 聲波，其特征在于，
[0023]設(shè)定了由所述超聲波探頭以及所述發(fā)送部輸出的脈沖信號的驅(qū)動波形，以使從被 輸入至所述超聲波探頭的脈沖信號和接收信號的各頻率中的相位差得到的群延遲、和從由 所述發(fā)送部輸出的脈沖信號的各頻率中的相位差得到的群延遲的合計(jì)值的、在所述超聲波 探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶和在該脈沖信號中的驅(qū)動波形的一20dB的頻 帶重疊的頻帶中的最大值和最小值之差成為0.15弧度以下，其中，該接收信號是從根據(jù)該 脈沖信號而輸出的發(fā)送超聲波的反射超聲波得到的。
[0024] 技術(shù)方案5所述的發(fā)明在技術(shù)方案4所述的超聲波圖像診斷裝置中，其特征在于，
[0025] 所述超聲波探頭被設(shè)定為，從所輸入的脈沖信號和接收信號的各頻率中的相位 差得到的群延遲的、在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中的最大值和最小值之 差成為〇.15弧度以下、或在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中的標(biāo)準(zhǔn)偏差成為 0. 025以下，其中，該接收信號是從根據(jù)該脈沖信號而輸出的發(fā)送超聲波的反射超聲波得到 的，
[0026] 所述發(fā)送部輸出驅(qū)動波形的脈沖信號，其中，該驅(qū)動波形的脈沖信號是從各頻率 中的相位差得到的群延遲的、在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶 和該脈沖信號中的驅(qū)動波形的一20dB的頻帶重疊的頻帶中的最大值和最小值之差為0. 15 弧度以下、或在所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶和該脈沖信號中 的驅(qū)動波形的一20dB的頻帶重疊的頻帶中的標(biāo)準(zhǔn)偏差為0. 025以下的驅(qū)動波形的脈沖信 號。
[0027] 技術(shù)方案6所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~5的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0028] 所述發(fā)送部輸出驅(qū)動波形的脈沖信號，其中，該驅(qū)動波形的脈沖信號是所述超聲 波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶中包含的頻帶和該脈沖信號中的驅(qū)動波形的一20dB的頻 帶重疊的帶寬覆蓋所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收帶寬的70%以上的驅(qū)動波形的脈 沖信號。
[0029] 技術(shù)方案7所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~6的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0030] 所述發(fā)送部輸出周期為1. 5以上的驅(qū)動波形的脈沖信號。
[0031] 技術(shù)方案8所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~7的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0032] 所述發(fā)送部輸出脈沖持續(xù)時間為相當(dāng)于所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻 帶的中心頻率下的2個周期的時間以上的驅(qū)動波形的脈沖信號。
[0033] 技術(shù)方案9所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~8的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0034] 所述發(fā)送部通過5個值以下的控制信號來輸出脈沖信號。
[0035] 技術(shù)方案10所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~9的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0036] 所述發(fā)送部分別將驅(qū)動波形不同的脈沖信號在相同掃描線上相隔時間間隔而多 次輸出，
[0037] 所述超聲波圖像診斷裝置具備：圖像生成部，對從根據(jù)所述多次的脈沖信號而生 成的所述發(fā)送超聲波的所述反射超聲波得到的各接收信號進(jìn)行合成，基于合成后的接收信 號來生成超聲波圖像數(shù)據(jù)。
[0038] 技術(shù)方案11所述的發(fā)明在技術(shù)方案10所述的超聲波圖像診斷裝置中，其特征在 于，
[0039] 所述發(fā)送部分別將驅(qū)動波形為非對稱的脈沖信號在相同掃描線上相隔時間間隔 而多次輸出。
[0040] 技術(shù)方案12所述的發(fā)明在技術(shù)方案3~11的任一項(xiàng)所述的超聲波圖像診斷裝置 中，其特征在于，
[0041] 所述發(fā)送部輸出在比所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶的中心頻率低頻 偵I和比該中心頻率高頻側(cè)分別包含頻率功率譜的強(qiáng)度峰的脈沖信號。
[0042] 技術(shù)方案13所述的發(fā)明在技術(shù)方案12所述的超聲波圖像診斷裝置中，其特征在 于，
[0043] 所述發(fā)送部輸出在比所述超聲波探頭的一20dB的發(fā)送接收頻帶的中心頻率高頻 側(cè)包含2個以上頻率功率譜的強(qiáng)度峰的脈沖信號。
[0044] 根據(jù)本發(fā)明，能夠降低多個種類的高次諧波所導(dǎo)致的抵消而得到距離分辨率優(yōu)良 的超聲波圖像。
【附圖說明】
[0045] 圖1是表示超聲波圖像診斷裝置的外觀結(jié)構(gòu)的圖。
[0046] 圖2是表示超聲波圖像診斷裝置的概略結(jié)構(gòu)的框圖。
[0047] 圖3(A)~圖3(B)是說明超聲波探頭的發(fā)送接收頻帶特性和群延遲特性的圖。
[0048] 圖4是表示發(fā)送部的概略結(jié)構(gòu)的框圖。
[0049] 圖5是說明脈沖信號的驅(qū)動波形的圖。
[0050] 圖6 (A)~圖6 (D)是說明超聲波探頭的發(fā)送接收頻帶和脈沖信號的驅(qū)動波形之間 的關(guān)系的圖。
[0051] 圖7 (A)~圖7 (C)是說明驅(qū)動波形的特性的圖。
[0052]圖8是表示頻率和相當(dāng)于該頻率的2個周期的時間之間的關(guān)系的曲線圖。
[0053] 圖9 (A)~圖9 (C)是表示超聲波探頭A的特性的圖。
[0054] 圖10 (A)~圖10 (C)是表示超聲波探頭B的特性的圖。
[0055] 圖11 (A)~圖11 (C)是表示超聲波探頭C的特性的圖。
[0056]圖12 (A)~圖12 (C)是表示超聲波探頭D的特性的圖。
[0057]圖13 (A)~圖13 (C)是表示驅(qū)動波形A的特性的圖。
[0058]圖14⑷~圖14 (C)是表示驅(qū)動波形B的特性的圖。
[0059]圖15 (A)~圖15 (C)是表示驅(qū)動波形C的特性的圖。
[0060]圖16 (A)~圖16 (C)是表示驅(qū)動波形D的特性的圖。
[0061]圖17 (A)~圖17 (C)是表示驅(qū)動波形E的特性的圖。
[0062] 圖18 (A)~圖18 (C)是表示驅(qū)動波形F的特性的圖。
[0063] 圖19 (A)~圖19 (C)是表示驅(qū)動波形G的特性的圖。
[0064] 圖20 (A)~圖20 (C)是表示驅(qū)動波形H的特性的圖。
[0065]圖21是表示超聲波探頭A的群延遲和驅(qū)動波形A的群延遲的合計(jì)結(jié)果的圖。 [0066] 圖22是表示超聲波探頭B的群延遲和驅(qū)動波形B的群延遲的合計(jì)結(jié)果的圖。 [0067]圖23是表示超聲波探頭A的群延遲和驅(qū)動波形G的群延遲的合計(jì)結(jié)果的圖。 [0068]圖24是表示頻率和相當(dāng)于該頻率的2個周期的時間之間的關(guān)系的曲線圖。
[0069]圖25 (A)~圖25 (B)是表示超聲波探頭的群延遲和驅(qū)動波形的群延遲的合計(jì)結(jié)果 的最大值和最小值之差、與評價結(jié)果之間的關(guān)系的圖。
[0070]圖26 (A)~圖26 (B)是表示超聲波探頭的群延遲的標(biāo)準(zhǔn)偏差和評價結(jié)果之間的關(guān) 系的圖。
[0071]圖27(A)~圖27(B)是表示超聲波探頭的群延遲的最大值和最小值之差、與評價 結(jié)果之間的關(guān)系的圖。
[0072] 圖28 (A)~圖28 (B)是表示驅(qū)動波形的群延遲的標(biāo)準(zhǔn)偏差和評價結(jié)果之間的關(guān)系 的圖。
[0073] 圖29(A)~圖29(B)是驅(qū)動波形的群延遲的標(biāo)準(zhǔn)偏差和評價結(jié)果之間的關(guān)系的 圖。
[0074] 圖30(A)~圖30(B)是驅(qū)動波形的群延遲的最大值和最小值之差、與評價結(jié)果之 間的關(guān)系的圖。
[0075] 圖31 (A)~圖31 (B)是表示驅(qū)動波形的群延遲的最大值和最小值之差、與和評價 結(jié)果之間的關(guān)系的圖。
[0076] 標(biāo)號說明
[0077] S超聲波圖像診斷裝置
[0078] 2超聲波探頭
[0079] 12發(fā)送部
[0080] 14圖像生成部
[0081] 18控制部
【具體實(shí)施方式】
[0082] 以下，參照【附圖說明】本發(fā)明的實(shí)施方式所涉及的超聲波圖像診斷裝置。其中，發(fā)明 的范圍不限定于圖示例。另外，在以下的說明中，對具有相同的功能以及結(jié)構(gòu)的部件賦予相 同的符號，并省略其說明。
[0083] 本實(shí)施方式所涉及的超聲波圖像診斷裝置S如圖1以及圖2所示那樣具備超聲波 圖像診斷裝置主體1和超聲波探頭2。超聲波探頭2將超聲波（發(fā)送超聲波）發(fā)送至未圖 示的生物體等被檢體，且接收通過該被檢體反射的超聲波的反射波（反射超聲波：回波）。 超聲波圖像診斷裝置主體1經(jīng)由電纜3與超聲波探頭2連接，通過對超聲波探頭2發(fā)送電 信號的驅(qū)動信號而使超聲波探頭2對被檢體發(fā)送發(fā)送超聲波，且基于根據(jù)由超聲波探頭2 接收到的來自被檢體內(nèi)的反射超聲波而在超聲波探頭2中生成的電信號即接收信號，將被 檢體內(nèi)的內(nèi)部狀態(tài)圖像化為超聲波圖像。
[0084] 超聲波探頭2例如具備背襯（A 7 ）層、壓電層、音響匹配層以及音響透鏡 等，通過將它們層疊而構(gòu)成。此外，在壓電層中，具備具有壓電元件的振子2a，該振子2a例 如沿著方位方向一維陣列狀地排列多個。在本實(shí)施方式中，例如，使用具備192個振子2a 的超聲波探頭2。另外，振子2a也可以二維陣列狀地排列。此外，振子2a的個數(shù)能夠任意 地設(shè)定。此外，在本實(shí)施方式中，關(guān)于超聲波探頭2,采用了線性掃描方式的電子掃描探頭， 但也可以采用電子掃描方式或機(jī)械掃描方式的其中一個，此外，還能夠采用線性掃描方式、 扇形掃描方式、或凸面掃描方式的其中一個方式。此外，在本實(shí)施方式中，為了得到高分辨 率的發(fā)送超聲波，應(yīng)用能夠以良好的靈敏度進(jìn)行寬頻帶下的超聲波的發(fā)送的超聲波探頭的 效果較好，能夠取得更高質(zhì)量的超聲波圖像。超聲波探頭中的帶寬也可以任意地設(shè)定，但優(yōu) 選一 20dB的相對頻帶為120%以上。
[0085] 在本實(shí)施方式中，使用具有一 20dB的發(fā)送接收頻帶中的最大值和最小值之差為 〇. 15弧度以下的群延遲特性的超聲波探頭。
[0086] 在此，超聲波探頭中的群延遲特性是指關(guān)于超聲波的發(fā)送接收的結(jié)果的群延遲特 性，通過提供給超聲波探頭的電信號和超聲波的發(fā)送接收的結(jié)果得到的電信號的每個頻率 的相位差而求得。
[0087]具體而言，例如，在具有如圖3(A)所示那樣的發(fā)送接收頻帶特性的超聲波探頭 中，一20dB中的下限頻率（FL20)成為3. 99MHz，上限頻率（冊20)成為19. 72MHz，因此該超 聲波探頭的一 20dB的發(fā)送接收頻帶成為3. 99~19. 72MHz。并且，具有圖3 (A)所示的發(fā)送 接收頻帶特性的超聲波探頭的群延遲特性成為