超声波诊断装置的制作方法

专利名称：超声波诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及对作为被检体的诊断图像的超声波像进行摄像的超声波 诊断装置。
背景技术：
对作为被检体的诊断图像的超声波像进行摄像的超声波诊断装置，介
由超声波探头(probe)在与被检体之间收发超声波，且基于从超声波探头 输出的接收信号再次构成被检体的超声波像。这里的超声波探头公知有将 超声波和电信号相互变换的多个振动单元进行排列，且选择用于形成超声 波收发口径的多个驱动振动单元的器件。
超声波像的图像分辨率被由超声波探头收发的超声波射束的聚焦点P 的宽度或者直径(以下总称为射束宽度)所左右。即若会聚射束宽度来提 高方位分辨率，则图像分辨率提高。
为了会聚射束宽度，公知有聚焦(focus)技术。例如将位于口径中央 的驱动振动单元A的至聚焦点P为止的距离设为基准距离，求出其他驱动 振动单元B的至聚焦点P为止的距离与基准距离之间的距离差AL。这里 的距离差AL与用于各超声波相位匹配(整合)的延迟时间对应。因此， 通过预先准备与该距离差AL对应的聚焦数据且基于所准备的聚焦数据使 由驱动振动单元A及B收发的超声波延迟，将各超声波在聚焦点P进行 相位匹配来进行射束宽度会聚(例如参照专利文献l)。
专利文献l:特开平2004—274756号公报
然而，专利文献l那样的现有技术，将在驱动振动单元A和驱动振动 单元B之间所代表的要素间的间隔(间距，pitch)固定，没有按每个聚焦 深度设定驱动振动单元。此外，随着聚焦点P的深度位置而距离差AL产 生偏差。因此，考虑将与距离差AL的偏差对应的聚焦数据准备多个的方
式。但是，该方式由于聚焦数据的数目变得庞大，所以保存聚焦数据的存 储器容量增加等而使电路规模增大。
此外，作为会聚射束宽度的技术，公知有所谓菲涅耳束(束打)完成 的聚焦控制。例如将多个振动单元分到由一个或邻接的多个振动单元构成 的组中，基于各组的至聚焦点为止的距离差，以组单位付与不同的相位。 由此，将以各组单位收发的超声波在聚焦点进行相位匹配来进行射束宽度
会聚(参照例如专利文献2)。
专利文献2:美国专利公开第2004/0160144号
但是，在专利文献2的方式中，由于射束宽度虽然在聚焦点会聚但随 着深度自聚焦点变大而射束宽度逐渐变宽，因此存在与被检体的深部对应 的图像分辨率劣化等画质降低之虞。
此外，在聚焦点被设定于较深的深部的情况下，至聚焦点为止的距离 与邻接元件间或邻接组间的距离相比变为极大，其结果有时可认为各元件 间或各组中的至聚焦点为止的距离大致相同。此时，由于基于各组至的聚 焦点为止的距离差的菲涅耳聚焦控制变得困难，所以存在与被检体的深部 对应的图像分辨率劣化等画质降低之虞。

发明内容
本发明的目的在于，实现更适于一边抑制聚焦数据数目的增大而一边 会聚射束宽度的超声波诊断装置。
为了实现本发明的目的，具备在与被检体之间收发超声波的超声波 探头、向上述超声波探头供给驱动信号的发送机构、处理从上述超声波探 头输出的接收信号的接收机构、基于从该接收机构输出的信号重新构成超 声波像的机构、和显示上述超声波像的机构，设置有元件选择机构，其从 构成上述超声波探头且将超声波和电信号相互变换的多个振动单元中选 择用于超声波收发的多个驱动振动单元，上述元件选择机构，按照聚焦点 的深度将上述多个驱动振动单元分为由一个或邻接的多个驱动振动单元 构成的多个组。
上述元件选择机构，将位于上述探头的短轴方向的中央的组至聚焦点 的距离设为基准距离，求出其他组到上述聚焦点的距离和上述基准距离之
间的距离差，按照该距离差处于基于上述超声波的波长X设定的容许范围 内的方式，决定上述组以及该组所属的上述驱动振动单元的数目。
此外，具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头、向上述超声 波探头供给驱动信号的发送机构、处理从上述超声波探头输出的接收信号 的接收机构、基于从该接收机构输出的信号重新构成超声波像的机构、和 显示上述超声波像的机构，设置有元件选择机构，其从构成上述超声波探 头且将超声波和电信号相互变换的多个振动单元中选择用于形成超声波 收发的口径的多个驱动振动单元，上述元件选择机构，通过变更聚焦点的 位置来决定规定组所属的上述驱动振动单元的数目。
具有聚焦控制机构，其以上述组单位进行相位控制，形成具有第1 焦点的超声波射束且进行控制，形成具有深度比第1焦点深的第2焦点的 超声波射束且进行控制；和合成机构，其将第1超声波射束对应的接收信 号中的与上述被检体的浅部对应的信号和第2超声波射束对应的接收信号 中的与被检体的深部对应的信号进行连结，生成上述超声波像的数据。
具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头、向上述超声波探头 供给驱动信号的发送机构、处理从上述超声波探头输出的接收信号的接收 机构、基于从该接收机构输出的信号重新构成超声波像的图像处理机构、 和显示上述超声波像的显示机构，上述超声波探头，不仅将超声波和电信 号相互地变换的多个振动单元排列为细长状，而且具有在与上述细长轴正 交的短轴方向分割的对置电极，在超声波收发侧配设有声学透镜而构成， 具有聚焦控制机构，其将在上述短轴方向分割的对置电极分为多个组， 以组单位进行相位控制，形成具有第l焦点的超声波射束且进行控制，通 过上述声学透镜形成具有深度比上述第1焦点深的第2焦点的超声波射束 且进行控制；和合成机构，其将上述第l超声波射束对应的接收信号中的 与上述被检体的浅部对应的信号和上述第2超声波射束对应的接收信号中
的与被检体的深部对应的信号进行连结，生成上述超声波像的数据。


图1为表示适用本发明的第1实施方式的超声波诊断装置的结构的框图。
图2为用于说明图1的超声波探头的结构的图。图3为图2的振荡器26a的放大立体图。图4为图3的振动单元34-1的纵剖面图。图5为说明图4的振动单元34-1的动作的纵剖面图。图6为将多个振荡器在短轴方向分为多个组的方式的说明图。图7为将多个振动单元分为多个组的方法的说明图。图8为表示比较的方式的图。图9为将多个振荡器在短轴方向分为多个组的方式的说明图。图10为基于从各组的最外郭点至聚焦点P为止的距离来决定距离差AL的示例的示意图。图11为基于位于分割点的边界的组的面积占有率来决定聚焦数据的方式的示意图。图12为表示适用本发明的第2实施方式的超声波诊断装置的结构的 框图。图13为表示图12的超声波探头的结构的图。图14为屈12的振荡器的超声波收发面的正面图。图15为表示图12的振荡器的电极结构的示意图。图16为表示图12的超声波探头和偏置(bias)机构之间的连接方式 以及超声波探头和整相(phasing:相位调整)加法运算机构之间的连接方 式的图。图17为表示通过图12的短轴控制机构的控制所形成的第1超声波射束和第2超声波射束的形状的图。图18为用于说明形成第1超声波射束的菲涅耳束的图。图19为表示用于形成第1超声波射束的菲涅耳束的其他例子的图。图20为说明图12的超声波探头的合成机构的动作的图。图21为说明在图12的合成机构安装的亮度补正机构的动作的图。图22为将由图12的超声波探头收发的超声波射束的射束图案与比较例一起进行表示的图。
具体实施方式
(第1实施方式)参照附图，对适用本发明的超声波诊断装置的第1实施方式进行说明。 图1为表示适用本发明的一实施方式的超声波诊断装置的结构的框 图。如图1所示，超声波诊断装置具备在与被检体之间收发超声波的超 声波探头IO(以下称作探头10);向探头IO供给驱动信号的发送机构12;按照与供给到探头10的驱动信号叠加的方式施加直流偏压(bias)的偏置机构14;处理从探头10输出的接收信号的接收机构16;基于从接收机构 16输出的信号重新构成超声波像的图像处理机构18;和显示从图像处理机构18输出的超声波像的显示机构20。
另外，还设置有向发送机构12、偏置机构14、接收机构16、图像处 理机构18、显示机构20输出控制指令的控制机构21。此外，接收机构16 具有放大从探头10输出的接收信号的放大机构24、和对从放大机构24 输出的接收信号进行整相加法运算的整相加法运算机构25。
在此，本发明相关的超声波诊断机构由将超声波和龟信号相互变换的 多个振动单元构成探头10。设置有从这些振动单元中选择用于收发超声波 的多个驱动振动单元的元件选择机22。
该元件选择机构22，将多个驱 动振动单元分为由一个或者邻接的多个驱动振动单元构成的多个组，将位 于短轴方向的中央的一组的至聚焦点P为止的距离设为基准距离L，求出 其他组的至聚焦点P为止的距离L'与基准距离L之间的距离差AL，按照 距离差AL处于基于超声波的波长X设定的允许范围内(例如相对的 整数倍的土a的范围内)的方式决定组以及组所属的驱动振动单元的数目。 另外，这里的元件选择机构22被安装在控制机构21，但并不限于此。
总之，本实施方式的超声波诊断装置为基于由探头10收发的超声波 射束的聚焦点P的位置和超声波的波长X而可以改变组间的间距的系统。 这里所述的组间的间距为位于中央的一组的中心位置与其他组的中心位 置的间隔。这里的组也可由单一的驱动振动单元构成，也可由多个驱动振 动单元构成。
更详细地对超声波诊断装置进行说明。图2为用于说明图1的探头10 的结构的图。如图2所示，将探头10形成为多个振荡器(Oscillator) 26a 26m (m: 2以上的整数)配设成细长状的一维阵列型。但是，可将本发明
适用于将振荡器26a 26m 二维配置的二维阵列型或将振荡器26a 26m 配设为扇形状的凸面型等的其他方式的超声波探头。在振荡器26a 26m 的超声波射出面侧层叠设置有匹配(matching)层30。在匹配层30的被 检体侧配设有声学透镜32。此外，振荡器26a 26m的背面侧叠加设置有 衬持(backing)件28。振荡器26a排列有多个振动单元，其不仅将由发送机构12供给的驱 动信号变换为超声波并向被检体送波，并且将从被检体产生的超声波受波 并变换为电信号。振荡器26b 26m也相同。衬持件28通过吸收从振荡器 26a 26m向背面侧射出的超声波的传播，而进行振荡器26a 26m的机械 的衰减(damping)。这里的衰减是指可抑制振荡器26a 26m的多余的振 动。匹配层30通过整合匹配振荡器26a 26m和被检体之间的声音阻抗， 使超声波的传送效率提高。声学透镜32将由振荡器26a 26m收发的超声 波射束的短轴方向的射束宽度进行会聚。另外，将振荡器26a 26m的排 列方向称为长轴方向X，将与长轴方向X正交的方向称为短轴方向Y。补 充而言，长轴方向X与电子扫描的方向对应，短轴方向Y与振荡器26a 的长边方向对应。图3为图2的振荡器26a的放大立体图。如图3所示，振荡器26a形 成为例如具有多个六边形的振动单元34—1 34 —30。振动单元34 — 1 34 — 30为例如数微米的超微细加工超声波换能器(transducer)。作为这 里的振动单元34—1 34—30，能够适用超声波收发灵敏度即电机械耦合 系数随着按照叠加到从发送机构12供给的驱动信号的方式被施加的偏置 电压的大小而变化的、例如c MUT (Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer: IEEE Trans. Ultrason. Ferroelect. Freq. Contr. Vol45 pp.678~690 May 1998等)。c MUT为通过半导体微细加工工序(例如LPCVD: Low Pressure Chemical Vapor Deposition)制造的超微细容量型超声波换能器。 但是，不限于cMUT，也可适用超微细加工超声波换能器。如图3所示， 这种振动单元34—1 34—30形成为在长轴方向X以及短轴方向Y以均 等间隔或不均等间隔而排列。另外，其他振荡器26b 26m也相同地构成。 此外，为了便于说明，将振动单元的数目简单化，但并不限于该方式。图4为图3的振动单元34—1的纵剖面图。如图4所示，振动单元34
一l由硅基板40、在硅基板40的上表面形成的筒状的壁42和将壁42的 顶部开口密封而形成的薄膜44等形成。通过硅基板40和壁42以及薄膜 44来划分内部空间48。将内部空间48处于具有规定的真空度的状态或者 填充有规定的气体的状态。此外，具有在硅基板40的背面侧的一面配设 的电极即公共驱动电极35 — 1和在薄膜44的上表面配设的驱动电极35 — 2。将公共驱动电极35 — 1通过连接端子49一1与发送机构12的驱动信号 电源50连接。驱动电极35—2通过连接端子49一2与偏置机构114的直 流偏压电源51连接。总之，振动单元34—1从电方面来说，具有电容器 那样的结构。图5为说明图4的振动单元34—1的动作的图。例如通过直流偏压电 源51向振动单元34 — 1施加直流偏压Va。通过被施加的直流偏压Va在 振动单元34 — 1的内部空间48产生电场。通过所产生的电场而使薄膜44 拉紧，振动单元34—1的电机械耦合系数成为Sa(图5A、图5B)。之后， 从驱动信号电源50向振动单元34—1供给驱动信号时，所供给的驱动信 号基于电机械耦合系数而被变换为超声波。这里的驱动信号为具有超声波 频率的电信号。此外，通过振动单元34—1受波从被检体产生的超声波时， 振动单元34—1的薄膜44基于电机械耦合系数Sa而被激励。由此，硅基 板40和薄膜44之间的距离变化，因此内部空间48的容量变化。变化后 的容量作为电信号被获取。另一方面，在将直流偏压Vb (Vb>Va)施加到振动单元34—1来代 替直流偏压Va时，通过所施加的直流偏压Vb而薄膜44的拉紧度变化， 从而振动单元34—1的电机械耦合系数变为Sb(Sb>Sa)(图5A、图5C)。 之后，从驱动信号电源50向振动单元34—1供给驱动信号时，所供给的 驱动信号基于电机械耦合系数Sb而被变换为超声波。振动单元34—2 34 一30也相同。如上所述，振动单元34—1 34—30的每一个，其大小形成为超微细 (例如数微米)。因此，为了在摄像诊断图像时确保充分的超声波强度， 振动单元34—1 34—30被分为由一个或邻接的多个振动单元构成的多个 组。属于相同组的振动单元(例如振动单元34 — 1 34—10)互相电连接。 通过向属于相同组的振动单元(例如振动单元34 — 1 34—10)施加公共
的直流偏压以及驱动信号，而确保在实际的诊断中够用的超声波的强度。 这种组为收发超声波的一个单位，与例如以往的一个振荡器对应。此外， 关于组，也可称为振动单元群或振动单元类。对上述那样构成的超声波诊断装置的基本动作进行说明。首先，使探头10的超声波收发面侧与被检体的例如体表接触。按照从控制机构21输 出的指令，通过发送机构向探头IO供给驱动信号，并且按照叠加到驱动 信号的方式将直流偏压施加到探头10。按照被施加的驱动信号，从探头 10射出送波射束。这里的送波射束是在聚焦点P射束宽度被会聚的射束。 超声波在被检体内传播的过程中产生反射回波。所产生的反射回波通过探 头IO被接收而变换为接收信号。从探头10输出的接收信号，通过放大机 构24实施放大处理。被放大的接收信号，通过由整相加法运算机构25实 施整相加法处理而形成受波射束。这里的受波射束也是在聚焦点P射束宽 度被会聚。基于从整相加法运算机构25输出的接收信号，由图像处理机 构18重新构成超声波像(例如断层像)。重新构成的超声波像被显示在 显示机构20的显示画面上。由这种超声波诊断装置所摄像的超声波像，图像分辨率被由探头10 收发的超声波射束的聚集点P的宽度或者直径(以下总称为射束宽度)所 左右。以下，在本实施方式的超声波诊断装置中，对通过使射束宽度会聚 来提高方位分辨率的动作详细地进行说明。图6为用于说明元件选择机构22的动作的图，为表示将多个振荡器 在短轴方向上分为多个组的方式的图。此外，图7为说明将多个振动单元 分为多个组的方法的图。另外，图6以及图7，为了便于说明而将振动单 元和组的数目简单化，但并不限于该方式。图6的上部，为表示将由一个或多个驱动振动单元构成的多个组在短 轴方向分幵的三种方式的振动单元组的侧面图(图6 (A)、图6 (B)、 图6 (C))。图6的下部为表示图2的振荡器26a、 26b的超声波收发侧 面的正面图。如图6的下部所示，多个振动单元34 — l 34—k (k: 2以上的整数) 形成在振荡器26a、 26b的超声波收发面。更具体地来说，在振荡器26a、 26b的超声波收发面，沿长轴方向X延伸的多个公共驱动电极35 — l 35 一12沿短轴方向Y排列而形成。共同驱动电极35 — 1 35 — 12将邻接振 荡器(例如振荡器26a和振荡器26b)连结。在这些公共驱动电极35 — 1 35 — 12上多个振动单元34 — 1 34—30沿长轴方向X排列形成。另外， 在公共驱动电极35 — 1上排列的振动单元34—1 34—18中的振动单元34 一1 34—9被配设在与振荡器26a对应的位置，振动单元34—10 34— 18被配设在与振荡器26b对应的位置。在公共驱动电极35—2 35 — 12 上也形成与公共驱动电极35 — 1基本相同的排列。这里的元件选择机构22从多个振动单元34 — l 34—k中将用于收发 超声波的驱动振动单元进行选择且分为多个组。例如如图6 (A)所示， 元件选择机构22将多个振动单元34—1 34—k沿短轴方向Y分为五个组 60—1 60 — 5。这里的组60 — 1为具有配设在公共驱动电极35 —1的振动 单元作为该组的驱动振动单元，且施加波形相同的公共的驱动信号的单 位。组60—2具有配设在公共驱动电极35—2 35—4的振动单元作为该 组的驱动振动单元。组60 — 3具有配设在公共驱动电极35 — 5 35 — 8的 振动单元作为该组的驱动振动单元。组60—4具有配设在公共驱动电极35 一9 35 — 11的振动单元作为该组的驱动振动单元。组60—5具有配设在 公共驱动电极35 — 12的振动单元作为该组的驱动振动单元。总之，在如 图6 (A)所示的方式中，按照随着从口径的短轴方向的中央朝向端部而 减少组所属的振动单元的数目的方式，将振动单元34 — 1 34—30在短轴 方向分为多个组60—1 60 — 5。此外，如图6 (B)所示，元件选择机构22也可将多个振动单元34 一l 34—k在短轴方向Y分为三个组62—l 62 — 3。组62 — 1具有配设 在公共驱动电极35 — 1 35—4的振动单元作为该组的驱动振动单元。组 62—2具有配设在公共驱动电极35 — 5 35 — 8的振动单元作为该组的驱 动振动单元。组62—3具有配设在公共驱动电极35 — 9 35 — 12的振动单 元作为该组的驱动振动单元。总之，在图6 (B)所示的方式中，按照属 于各组62—1 62—3的振动单元的数目为相同的方式，将振动单元34— 1 34—k在短轴方向分为多个组62 — l 62 — 3。此外，在图6 (B)中， 将多个公共驱动电极35 — 1 35 — 12在短轴方向按每4个束为一组而分为 多个组62—1 62—3，但也可以如图6 (C)所示，将多个公共驱动电极 35 —1 35 — 12在短轴方向按每2个束为一组而分为多个组62 — 1 62 — 6。接下来，如图6所示的方式，参照图7对振动单元34—l 34—k分 为多个组的方法进行说明。图7的上部为与图6的上部对应的振动单元群 的侧面图，下部为表示在被检体的深度方向设定的聚焦点P的图。以下， 以图7 (B)所示的方式为例进行说明，但图7 (A)或图7 (C)所示的方 式也相同。以位于短轴方向的中央的组62—2到聚焦点P的距离设为基准距离L， 组62—1或组62 — 3到聚焦点P的距离设为L',求得该距离L'和基准距离 L之间的距离差AL。按照该距离差AL处于基于超声波的波长人设定的允 许范围的方式，决定3个组62 — 1 62—3以及属于组62—1 62—3的驱 动振动单元的数目。例如，按照距离差AL与超声波的波长X的1/2整数 倍一致的方式，决定组62—1 62—3以及属于组62—1 62—3的驱动振 动单元的数目。组62 — 1 62—3以及属于组62—1 62 — 3的驱动振动单 元的数目从元件选择机构22被输出到发送机构12以及偏置机构14。总之，基于距离差AL和超声波的波长X决定组62—1 62—3以及属 于组62 — 1 62 — 3的驱动振动单元的数目，使组62—1 62 —3之间的间 距可变。这里的组间间距是指组62 — 1的中心位置和组62—2或组62 — 3 的中心位置之间隔。如上所述，基于图7所示的方法，通过元件选择机构22将多个振动 单元34—l 34—k分为多个组。被分的组以及该组所属的振动单元的数 目从作为单元选择机构的元件选择机构22被输出到例如发送机构12以及 偏置机构14。发送机构12，按照从元件选择机构22输出的单元选择指令， 向公共驱动电极35 — 1 35—12供给规定的驱动信号。同样，偏置机构14 按照从元件选择机构22输出的单元选择指令，向公共驱动电极35 — 1 35 一12供给规定的直流偏压。由此，通过改变驱动信号的供给目标或者直流 偏压的施加目标，可变更各组的大小(宽度)而使组间的间距可变。另外， 以由探头10送波的送波射束的聚焦处理为中心进行了说明，但由探头10 受波的受波射束的聚焦处理也相同。在受波射束的聚焦之际，元件选择机 构22向偏置机构14以及整相加法运算机构25输出单元选择指令。此外，
从多个振动单元34 — 1 34—k中将施加驱动信号以及直流偏压的单元适 当称为驱动振动单元，将没有施加驱动信号或直流偏压的单元适当称为无 效振动单元。如上所述，本实施方式的超声波诊断装置注目于各组间的间距和聚焦 数据的关系，使聚焦点P和聚焦数据联系在一起来实现各组间的间距的最 优化。即通过本实施方式，基于距离差AL和超声波的波长人决定组以及 组所属的驱动振动单元的数目并使组和组之间的间距可变。换言之，能够 对各组至聚焦点P为止的距离进行微调整。因此，如果按照距离差AL处 于允许范围内的方式使组间的间距可变，则能避免互相邻接的驱动振动单 元间的与基准距离的距离差AL的偏差。其结果，只准备与规定的距离差 AL对应的聚焦数据即可，因此能够抑制聚焦数据数目的增大。此外，由 于通过釆用这些聚焦数据对由各组收发的超声波进行延迟控制而提高各 超声波的相位整合的精度，因此能够使射束宽度更加会聚。例如，按照使图7 (B)所示的距离差AL与波长 i/2的整数倍一致的 方式，调整组62 — 1 62—3的间距。此时，向组62—2供给相对基本波 形为相同相位的驱动信号，向组62 — 1和组62—3供给相对基本波形而相 位旋转7u后的逆相位的驱动信号。总之，以组62—2为一单位，施加相同 相位的公共波形；以组62—1和组62 — 3为一单位，施加相位的公共波形。 由此，由组62 — 2收发的超声波和由组62—1和组62—3收发的超声波在 聚焦点P相位整合，因此形成射束宽度被会聚的超声波射束。此外，作为 聚焦数据，为根据距离差AL求得的"+ l"或"一l"的数据即可，因此 能够抑制聚集数据数目的增大。这里的"+ l"的聚焦数据为用于供给相 对基本波形为相同相位的驱动信号的数据。"一l"的聚焦数据为用于供给 相对基本波形为相反相位的驱动信号的数据。此外，图7 (B)将聚焦点P中的短轴方向Y的射束宽度会聚。此外， 图7 (C)将比聚焦点P的深度浅的聚焦点Q中的短轴方向Y的射束宽度 会聚。图7 (B)是为了进行聚焦到较深深度的聚焦点而分为由多个驱动 振动单元构成的多个概略的组的方式。图7 (C)是为了进行聚焦到较浅 深度的聚焦点而分为由多个驱动振动单元构成的多个细微的组的方式。也即，当聚焦点的深度较深时按照相邻之组的大小变大的方式进行设
定。原因在于，如果聚焦点较深，则聚焦点和相邻组之间的距离差就较小。例如，组62 — 1和聚焦点P之间的距离，与组62—2和聚焦点P之间的距 离之差为波长X的1/2。此外，组64 — 3和聚焦点Q之间的距离，与组64 一2和聚焦点Q之间的距离之差为波长 i的1/2。通过本实施方式，以图6或图7为代表，由于以基于聚焦点P的位置 和超声波的波长X所分开的组单位进行超声波的相位整合处理，因此根据 聚焦点P的深度位置的变更能将射束宽度随机应变地会聚。 (比较的方式)图8为用于与本实施方式进行比较的方式的图。如图8所示，多个振 动单元在短轴方向被分为多个组70 — 1 组70—6。这里的组70—1 70 一6间的间距被等间隔固定。通过由各组70 — 1 70—6收发的超声波形成 超声波射束。超声波射束具有在规定的深度的聚焦点P会聚的形状。为了 使超声波射束的强度在聚焦点P最大，也可使由各组70—1 70—6收发 的超声波的相位在聚焦点P —致。例如，将组70—4到聚焦点P的距离设 为L，组70 — 5到聚焦点P的距离设为L'。在考虑送波射束的情况下，由 组70—4送波的超声波和由组70 — 5送波的超声波之间的相位差O如式 (1)表示。f表示超声波的频率，c表示音速，AL表示距离L和距离L' 之间的距离差。总之，式(1)将距离差AL换算为相位差O。0-2兀fAL/c (1)考虑根据式(1)求得的相位差<D，通过使从组70—4送波的超声波 和从组70 — 5送波的超声波的发送定时错开，而这些超声波在聚焦点P以 相同相位会合，由此送波射束的强度在聚焦点P增强。此外，在受波射束 的情况下也基于相同的方法，考虑相位差<E>，通过整相加法运算机构25 将由组70—4受波的超声波和由组70 — 5受波的超声波进行整相(phasing) 即可。在此，由于将在组70—4和组70—5之间所代表的间距固定，因此距 离差AL随着聚焦点P的位置而产生偏差。因此，由于距离差AL的偏差， 相位差O也产生偏差。其结果，考虑按照聚焦点P的变化，与相位差O 的偏差对应而准备多个聚焦数据的方式。但是，该方式由于聚焦数据的数 目变得庞大，因而保存聚焦数据的存储器容量增加等而使电路规模增大。
在此，为了抑制聚焦数据数目的增大，在距离差AL为例如^2以下a-超声波的波长)的范围内的情况下，也尝试用第l聚焦数据将超声波以相 同相位进行处理，按距离差AL每超过A72就用第2聚焦数据使超声波的 相位旋转7u而使相位一致的方式。即是通过将距离差AL以X/2单位进行 标准化，从而将聚焦数据数目限制为例如两个的方式。对以X72单位标准化距离差的方式进行补充说明。向由组70—4收发 的超声波和由组70—5收发的超声波付与的相位差，基于式(1)如式(2) 所示那样表示。式(2)的sign函数为付与"+ l" " — 的值的符号函数。S=sign[mod (<D， 2兀)i] (2)式2有如下意思。即在相位差O满足"0邻^u"的条件时，将由组70 一4收发的超声波和由组70 — 5收发的超声波以相同相位进行处理。另一 方面，在相位差O满足"t^O-tu"的条件时，将由组70—4收发的超声 波和由组70—5收发的超声波以相反相位进行处理。总之，在相邻的组的 距离差AL为半波长以下时，使由其各组收发的超声波为相同相位；在距 离差AL超过超声波X的1/2时，使由该各组收发的超声波为相反相位， 也就是将振幅进行反相且整相。另外，以由组70—4收发的超声波和由组 70 — 5收发的超声波的情况为一例进行了说明，但其他组的情况也相同。通过本比较方式，作为用于对由各组70—1 70 — 6收发的超声波进 行整相的聚焦数据，根据距离差AL求得的"+ l"或"一l"的数据即可。 因此，比将与距离差AL的偏差对应的聚焦数据准备多个的方式能更进一 步降低聚集数据的数目。但是，本比较方式的情况下，会有由于舍去微小相位差的所谓舍入而 产生各超声波的相位不整合的情况。当产生相位不整合时，射束宽度变得 比较大，形成具有不需要的应答成分的超声波射束。在本比较方式中，只 在相位差O与71 —致时相位整合不产生误差。相对这种比较方式，参照图1到图7说明的本实施方式，代替距离差 AL以V2单位的标准化，基于聚焦点P的深度位置和超声波的波长 u决 定组以及组所属的驱动振动单元的数目，而使组与组之间的间距可变。由 此，能对各组的到聚焦点P的距离进行微调整。因此，由于只准备与规定 的距离差AL对应的聚焦数据即可，因此能够抑制聚焦数据数目的增大，
从而能够降低聚焦数据保存存储器量。此外，采用上述的聚焦数据来对由 各组收发的超声波进行延迟控制，从而提高各超声波的相位整合的精度， 因此能够使射束宽度进一步会聚。以上，通过实施方式对本发明进行了说明，但并不限于此。例如，图6以及图7所示的方式以短轴方向Y的射束宽度会聚的情况为中心进行了 说明，但为了将长轴方向X的射束宽度会聚，基于聚焦点P的位置或超声 波的波长X，来决定将多个振动单元34—1 34—k在长轴方向划分的组以 及该组所属的驱动振动单元的数目也可。另外，作为将长轴方向的射束宽 度会聚的技术，在适用以排列在长轴方向的振荡器26a、 26b单位进行数 字整相所完成的数字聚焦时，也可同时采用该技术。此外，在图6以及图7所示的方式中，对将聚焦点P的位置和聚焦数 据联系起来而使各组间的间距最优化的例子进行了说明，但也可将聚焦点 P的位置和各组之间的间距联系起来而最优化聚焦数据。这里所述的聚焦 数据的最优化，是指为了按照将聚焦点P中的射束宽度进一步会聚的方式， 将由各组收发的各超声波在聚焦点P进行相位整合，而对聚焦数据进行设 计。图9为说明将多个振荡器在短轴方向分为多个组的其他方式的图。图 9A为分为由一个或邻接的多个驱动振动单元构成的多个组80—1 80 — 3，各组80—1 80—3的间距为等间隔的例子。图9B为分为由一个或邻 接的多个驱动振动单元构成的多个组90—1 90—3，各组90—1 90—3 的间距为等间隔的例子。这里的间距是指一组的中心位置和另 一组的中心 位置之间的间隔。在图9A以及图9B的任一个方式中，为了调整组间的 间距，而从多个振动单元中选择驱动振动单元(active element)和无效振 动单元(non—active dement)。这里的无效振动单元是指按照从元件选择 机构22输出的指令，从发送机构12不供给驱动信号的振动单元，或者从 偏置机构14不施加直流偏压的振动单元。通过调整无效振动单元的选择 数目，能够对组间的间距进行微调整。此外，通过选择无效振动单元，能 降低在组间产生的超声波的串扰(crosstalk)。此外，在图9B的方式中，按照随着从短轴方向的中央朝向端部而减 小组所属的振动单元的数目的方式，将多个振动单元在短轴方向分为多个
组90—1 90—3。由此，能够增大由位于中央的组收发的超声波的强度， 随着朝向口径的端部而减小由组收发的超声波的强度。因此，根据聚焦点 P或P'的深度位置，能够将超声波射束的形状形成得尖锐。其结果，能够 更加提高在聚焦点P或P'的方位分辨率，能够提高图像分辨率。此外，本实施方式，以从探头10送波超声波而形成送波射束时的聚 焦处理为中心进行了说明，但关于由探头10受波超声波并通过整相加法 运算机构25形成受波射束时的聚焦处理，也基本上同样地适用。此外，在图7所示的方式中，通过按照距离差AL与超声波的波长A72 的整数倍一致的方式来调整组间的间距，来准备使超声波针对基本波形为 同相位的数据和使超声波针对基本波形为逆相位的数据这两种数据作为 聚焦数据的例子进行了说明，但并不限于此。例如，按照使距离差AL与 超声波的波长X的1/4的整数倍一致的方式来调整组间的间距也可。此时， 作为聚焦数据只要准备以下四种数据即可用于针对基本波形使超声波为相同相位的数据、用于针对基本波形使超声波相位旋转7C/2的数据、用于 针对基本波形使超声波相位旋转7U的数据和用于针对基本波形使超声波相 位旋转3兀/2的数据。通过上述的方式，与准备与距离差AL的偏差对应的 庞大的聚焦数据的方式相比，能够不仅抑制聚焦数据数目的增大并且使射 束宽度会聚。基于同样的方法，也可使距离差AL与V6或—致来调整 组件的间距。总之，将起因于聚焦点P的深度位置的距离差AL限制于一 个或多个规定值，通过按照该距离差AL而使由各组收发的各超声波的相 位旋转，能将上述超声波在聚焦点P进行相位整合。此外，针对基本波形或旋转相位rv兀/2也可。在此，n为自然数。通过 由控制机构21调整n，能够抑制聚焦数据数目的增大。以上，关于组间的间距和聚焦数据的关系，基于各组的中心点和至聚 焦点P的距离进行了定义，但并不只限于此。例如，也可基于中央对称的 各组的最外郭点和到聚焦点P的距离来进行定义。总之，也可基于从各组 的任意的确定的点到聚焦点P的距离来决定聚焦数据。图10为表示基于从各组的最外郭点到聚焦点P的距离而决定距离差 AL的例子的图。上部表示排列多个作为振荡器最小单位的振动单元的方 式。下部表示按照随着从口径的中央朝向端部而减少振动单元的数目的方
式，将振动单元群分为多个组100—1 100—6的方式情形。另外，为了 便于说明，对分为6个组的例子进行了说明，但可对组以及组所属的振动 单元的数目进行适当变更。如图10所示，在从中心位置到聚焦点P的距 离设为基准距离的情况下，对振动单元付与聚焦数据"+ l"直到距聚焦 点P的距离与基准距离相比始终为(V2) Xn(n-l， 2…)的振动单元为 止。接下来，对到聚焦点P的距离与基准距离相比超过(V2)的振动单元 付与聚焦数据"一1"。在振荡器的最小单位即振动单元与上述分割点不一 致的情况下，只要选择例如面积占有率较大的振动单元即可。但是，并不 限于该方式。图11为表示基于位于分割点的边界的组的面积占有率决定聚焦数据 的方式的图。这里，图11A表示到聚焦点P的距离始终以X/2单位变化的 理想的组110—1 110—3。另外，将图IIA中的组间的边界称作分割点。 图11B以及图11C表示分为大小不同的任意的组的例子。各组所属有一个 和多个振动单元。如图11B所示，从端部到位于第二的组120跨过分割点。此时，组 120的与图11A的组110—2对应的面积比与组llO — l对应的面积更大。 即组120的相对组110—2的面积占有率大。因此，组120被付与聚焦数 据"一1"。相对于此，如图11C所示，从端部到位于第二的组130的与图 11A的组llO—l对应的面积比与组110—2对应的面积更大。因此，组130 被付与聚焦数据"+ l"。由此，在组跨过分割点的情况下，能够更适当地 决定付与该组的聚焦数据。对上述本实施方式进行总括，也就是将多个驱动振动单元分为由一个 或邻接的多个驱动振动单元构成的多个组，将位于中央的组的到聚焦点P 的距离设为基准距离L，求得其他组的到聚焦点P的距离L'与基准距离L 之间的距离差AL，按照距离差AL满足例如"AL= (X/2) Xn (n:自然 数)"的条件的方式，使各组间的间距可变。之后，向位于中央的组供给 针对基本波形为相同相位的驱动信号，向相邻的组供给针对基本波形为相 反相位的驱动信号。由此，由各组收发的超声波在聚焦点P进行相位整合。 因此，由于各超声波互相增强，因此由探头10收发的超声波射束的射束 宽度在聚焦点P被进一步会聚。其结果，可形成不需应答降低后的超声波
射束，能够提高图像分辨率。此外，控制机构21以组单位控制相位并将具有第1焦点的超声波射 束进行形成且进行控制，将具有深度比第1焦点更深的第2焦点的超声波 射束进行形成且进行控制，也可具有合成机构，其将第l超声波射束对应 的接收信号中的与被检体的浅部对应的信号和第2超声波射束对应的接收 信号中的与被检体的深部对应的信号进行连结而生成超声波像的数据。由 于能够将聚焦点P和比聚焦点P浅的深度的聚焦点Q以多级聚焦的方式交 替地进行发送接收，因此能够在多个深度中几乎同时得到超声波图像。 (第2实施方式)参照附图,对适用本发明的超声波诊断装置的第2实施方式进行说明。 本实施方式，是改善超声波射束的短轴方向的方位分辨率并提高超声波像 的像质的例子。图12为表示本实施方式的超声波诊断装置的结构的框图。如图12所示，超声波诊断装置具备在与被检体之间收发超声波的 超声波探头10 (以下称作探头10);向探头10供给驱动信号的发送机构 12;向在探头10排列的多个振动单元的电极施加直流偏压(bias)的偏置机构14;处理从探头IO输出的接收信号的接收机构16;基于从接收机构16输出的信号重新构成超声波像(例如断层像、血流像)的图像处理机构 18;和显示超声波像的显示机构20。另外，还设置有向发送机构12、偏置机构14、接收机构16、图像处 理机构18、显示机构20等输出控制指令的控制机构21。在此，适用于本实施方式的超声波诊断装置的超声波探头10，将超声 波和电信号相互转换的多个振动单元排列为细长状，并且具有在与上述细 长轴正交的短轴方向分割的对置电极，在超声波收发侧配设有声学透镜。 之后，该超声波诊断装置，在控制机构21安装作为聚焦控制机构的短轴 控制机构22，在图像处理机构18的后级具备合成机构24。短轴控制机构 22具有将在上述短轴方向分割的对置电极分为多个组，以组单位进行相 位控制，将具有第1焦点的超声波射束进行形成且进行控制的功能；和将 具有深度比第1焦点深的第2焦点的超声波射束通过声学透镜进行形成且 进行控制的功能。合成机构24具有将第1超声波射束对应的接收信号中 的与被检体的浅部对应的信号和第2超声波射束对应的接收信号中的与被
检体的深部对应的信号进行连结而生成超声波像的数据的功能。另外，这里的短轴控制机构22被安装在控制机构21,但并不限于此。更详细地对超声波诊断装置进行说明。首先，对适用于超声波诊断装 置的探头10进行描述。图13为表示图12的探头10的结构的图。将探头IO形成为多个振荡器(Oscillator) 26a 26N (N: 2以上的整 数)配设成细长状的一维阵列型。但是，可将本发明适用于将振荡器26a 26N 二维配置的二维阵列型或将振荡器26a 26N配设为扇形状的凸面型 等的其他方式。振荡器26a 26N形成有多个振动单元，其将由发送机构 12供给的驱动信号变换为超声波且向被检体送波，并且将从被检体产生的 超声波进行受波且变换为电信号。另外，匹配层、声学透镜、衬持件与图 2所说明的相同。如图13所示，振荡器26a将多个六角形的振动单元34 — 1 34—27 形成在超声波收发面。振动单元34—1 34—27的每一个为例如数微米的 超微细加工超声波换能器(transducer)。此外，也可适用包括电致伸縮材 料所形成的超声波换能器来代替cMUT。总之，按照施加偏压的大小而电 机械耦合系数Kt变化且在直流偏压的极性被反相时可将收发超声波的振 幅反相的元件，只要用作振动单元即可。此外，多个振动单元34—1 34—27被排列在短轴方向Y以及长轴方 向X，至少只要将振动单元34—1 34—27排列在短轴方向Y上即可。这 是因为，针对长轴方向X，通过长轴控制机构74以振荡器26a 26N单位进行所谓聚焦控制。此外，在振动单元34 — 1 34—27的背面形成多个作为下部对置电极 的短轴公共电极。下部短轴公共电极沿短轴方向Y被分割为多个下部公共 电极131 — 1 131—4。即下部短轴公共电极131 — 1 131—4形成在长轴 方向，且在短轴方向并列配设。更具体地来说，下部短轴公共电极131 — 1 131—4与由一个或邻接的振动单元构成的组相对应地配设。例如，下部短 轴公共电极131— l作为公共电极与振动单元34—1 34 — 6分别连接。另 外，以振荡器26a、 26b单位公共连接有上部电极长轴元件电极。例如， 在振荡器26a (各振动单元34—1 34—27)的超声波收发面侧形成有上 部电极长轴元件电极。
图14为表示振荡器26a、 26b的电极结构的图13的IV—IV'剖面图。 如图14所示，在振荡器26a、 26b的背面形成多个下部短轴公共电极131 一1 131—4。下部短轴公共电极131 —1 131—4沿长轴方向延伸而形成， 且在短轴方向并列配设。更具体地来说，下部短轴公共电极131 — 1 131 一4与由一个或邻接的振动单元构成的组对应地配设。例如，如图14所示， 下部短轴公共电极131 — 1作为公共电极与振动单元34—1 34—6分别连 接。在这种下部短轴公共电极131 — 1 131—4的背面叠加有半导体基板 133。此外，在振荡器26a、 26b的超声波收发侧的面上配设有上部长轴元 件电极B5。更具体地来说，上部长轴元件电极135沿短轴方向延伸而形 成，在长轴方向并列配设多个。例如如图14所示，上部长轴元件电极135 与振荡器26a的超声波对应地形成。另外，在上部长轴元件电极135和振 荡器26a之间形成作为传感器部的空间137。此外，在上部长轴元件电极 135的被检体侧的面形成上部膜139。上部膜139在向上部长轴元件电极 12供给驱动信号时或输入从被检体产生的反射回波时进行振动。图15为作为图13或图14的振动单元34—l适用的cMUT的纵剖面 图的示意图。如图15所示，振动单元34—1为由半导体工序制造的微细 (例如数微米)的超声波换能器。如图15所示，振动单元34—1由硅基 板150、形成在硅基板150的上表面的下部电极152、形成在下部电极152 的上面的筒形的壁154、用于壁154的顶部幵口密封而形成的薄膜156和 形成在薄膜156的超声波射出侧的面的上部电极158等构成。在此的薄膜 156是由硅化合物等构成的。此外，通过硅基板150和壁154以及薄膜156 来划分内部空间160。内部空间160处于具有规定的真空度的状态或者填 充有规定的气体的状态。总之，振动单元34—1从电方面来说，具有电容 器那样的结构。这种振动单元34 — 1在从偏置机构14的直流偏压电源60向下部电极 152以及上部电极158施加直流偏压时，在内部空间160产生电场。通过 该电场薄膜156拉紧。直流偏压的大小变化时，随着该变化而薄膜156的 拉紧度也变化。在使薄膜156拉紧的状态下从发送机构12施加驱动信号 时，薄膜156通过驱动信号被激励。由此，从振动单元34 — 1使超声波送 波。另一方面，在向振动单元34 — 1输入反射回波时，薄膜156通过反射 回波被激励。通过薄膜156的激励而内部空间160的容量变化。通过将容 量变化作为电压进行获取，将超声波变换为电信号。接下来，对超声波诊断装置的主体部进行说明。图12所示的偏置机 构14按照控制机构21的指令，向探头10的振动单元(例如振动单元34 一l)的电极施加直流偏压。发送机构12按照控制指令将驱动信号生成且 供给到振动单元(例如振动单元34—1)。接收机构16具有对从探头10 输出的接收信号进行放大的放大机构65和将从放大机构65输出的接收信 号进行整相加法运算而形成受波射束的整相加法运算机构66。图像处理机 构18对从接收机构16输出的信号实施检波等的处理而构成超声波像数 据。合成机构24具有将从图像处理机构18输出的超声波像数据以帧单 位存储的存储器68和将从存储器68读出的多个图像信号相加的信号加法 运算机构73。存储器68将构成超声波数据的各图像信号与深度方向建立 关联进行保持，按照控制指令而读出与所指定的深度对应的图像信号。信 号加法运算机构73按照控制信号将从存储器68读出的图像信号连结而形 成一系列的图像信号，从而重新构成超声波像数据。合成机构24的后级 配设有数字扫描变换器72 (以下为DSC72)。 DSC72将从合成机构24输 出的超声波像数据变换为显示用的信号并向显示机构20输出。显示机构 20具有将DSC72输出的超声波像进行显示的监视器。对以探头10为中心的连接方式添加说明。图16为表示探头10和偏 置机构14之间的连接方式以及探头10和整相加法运算机构66之间的连 接方式的图。另外，为了便于说明，在图16中省略放大机构65。如图16 所示，探头10将多个振荡器26a 26N沿长轴方向并列配设，并且将各振 荡器26a 26N的下部短轴公共电极分割为多个组S1 SM。这里的N相 当于长轴方向的分割数，M相当于短轴方向的分割数。之后，偏置机构 14与探头10的短轴侧连接。该偏置机构14具有与每个组S1 SM连接的 多个开关81 — 1 81—M，和与各开关81 — 1 81—M的切换侧端子连接 的正偏压电源82以及负偏压电源84。另一方面，发送机构12和整相加法 运算机构66经由收发分离电路67a 67N与探头10的长轴侧连接。发送
机构12具有为了形成送波射束而对各驱动信号的相位进行整相的送波整 相电路12b、和将从送波整相电路12b输出的驱动信号以各振荡器26a 26N单位进行供给的多个送波驱动器12a—l 12a—N。即发送机构12为 了实现长轴的送波聚焦，而通过送波整相电路进行聚焦控制。此外，整相 加法运算机构66具备与每个振荡器26a 26N连接的多个延迟电路86a 86N和在各延迟电路86a 86N的后级设置的单一的加法运算电路88。上述那样构成的超声波诊断装置的控制装置21，如图12所示，具有 用于使长轴方向的射束宽度会聚的长轴控制机构74和用于使短轴方向的 射束宽度会聚的短轴控制机构22。长轴控制机构74，对供给到探头10的 驱动信号进行例如以振荡器26a、 26b单位付与不同的相位而延迟的送波 聚焦控制。对受波进行动态聚焦控制。短轴方向控制机构22以短轴方向 的组单位(例如图16的组S1 SM单位)通过相位反相数据对探头10的 多个振动单元进行菲涅耳束聚焦控制。此外，还具有通过向所有的组付与 公共的相位由来于声学透镜32的曲率而形成超声波射束的控制。即通过 以相同相位收发由各组收发的超声波，上述超声波由来于声学透镜的凸面 的曲率而形成超声波射束。因此，通过将声学透镜的凸面设计为期望的曲 率，而可在较深的深部设定聚焦点。在此，以短轴控制机构22和合成机构24为中心对改善短轴射束来使 图像分辨率提高的动作进行说明。图17为表示通过短轴控制机构22的控 制所形成的超声波射束的形状的图。图17 (A)表示通过菲涅耳束完成的 聚焦控制所形成的第1超声波射束。图17 (B)表示通过声学透镜32形 成的第2超声波射束。短轴控制机构22执行第1工序和第2工序，第1工序利用由菲涅耳 束完成的聚焦控制来形成第1超声波射束并取得超声波像数据，第2工序 通过声学透镜32形成第2超声波射束来取得超声波像数据。即短轴控制 机构22至少执行两次一组的送波控制。另外，第1工序和第2工序的执 行顺序也可相反。此外，以送波控制为中心进行了说明，但受波控制的情 况也基本上相同，短轴控制机构22向整相加法运算机构66输出指令。对形成第1超声波射束的动作进行说明。图18为用于说明形成第1 超声波射束的菲涅耳分割所引起的聚焦控制的图。如图18所示，短轴控
制机构22在形成第1超声波射束时，将第1聚焦点P1设定为规定的深度。 将聚焦点Pl按照在被检体的深度方向属于近距离区域的方式设定。为了超声波射束在聚焦点Pl具有最大强度，只要使从各振动单元送 波的波形的相位一致即可。例如，从组S3所属的振动单元到聚焦点的距 离设为L。从与组S3邻接的组S2所属的振动单元到聚焦点的距离设为L'。 基于该距离L和距离L'，求得由组S3对应的振动单元收发的超声波和由 组S2对应的振动单元收发的超声波的相位差O。从而，通过基于相位差 O使超声波的收发定时错开，而使各超声波在聚焦点Pl成为同相位，相 加而增强。例如，短轴控制机构22求得邻接组间的至聚焦点Pl的距离差AL。 例如，求得从位于探头10的口径的中心的组S3到聚焦点Pl的距离作为 基准距离L后，求得与组S3邻接的组S2至聚焦点Pl的距离L'和基准距 离L之间的距离差AL。关于其他组，也求得基于基准距离L的距离差AL。接下来，短轴控制机构22基于各组S1 SM的距离差AL，控制由与 各组S1 SM对应的振动单元送波的超声波的相位，因此以组S1 SM单 位决定直流偏压的极性。即短轴控制机构22在距离差AL每次超过超声波 时使发送超声波的相位以兀单位错开，从而决定施加到组S1 SM的 直流偏压的正负。例如，在组S3位于口径的中心的情况下，由于从组S3 的振动单元送波与基本波相同相位的超声波，因此向组S3施加正偏压。 另一方面，由于从与组S3邻接的组S2的振动单元送波与基本波相反相位 的超声波，因此向组S2施加负偏压。更具体地来说，偏置机构14按照控制指令，判定将与基本波相同相 位的超声波应送波的组(例如组S3、组S1)，将与该组对应的开关(例如 开关81—3、开关81 — 1)切换到正偏压电源82侧。此外，偏置机构14 按照控制指令，判定将与基本波相反相位的超声波应送波的组(例如组 S2)，将与该组对应的开关(例如开关81—2)切换到负偏压电源84侧。 在将驱动信号从发送机构12输入到各组S1 SM时，从与各组S1 SM 对应的振动单元使超声波送波。被送波的各超声波，按照从偏置机构14 施加的偏压的极性使相位以7c单位进行延迟，因此在图17 (A)等所示的 聚焦点Pl相位一致。换句话说，被送波的各超声波形成在聚焦点Pl被会
聚的第1超声波射束。通过这种第1超声波射束而使从被检体产生的反射回波，同样在短轴方向被菲涅耳聚焦且介由探头10实施规定处理后，作 为第1超声波像数据保存在合成机构24的存储器68。另外，在形成第1 超声波射束时，声学透镜32的凸面的曲率等也产生影响，但也考虑到该 曲率等的影响而决定聚焦点Pl用的元件束(束fe)。此外，图18表示按 照随着从短轴方向的中心朝向端部而下部短轴公共电极的宽度减小的方 式分割的方式，但如图19所示，将下部短轴公共电极在短轴方向等间隔 分割也可。对形成第2超声波射束的动作进行说明。短轴控制机构22，在形成第 2超声波射束时，在各组S1 SM的全部组中将公共的相位生成且向偏置 机构14输出。偏置机构14将开关81 — 1 81—M全体切换到正偏压电源 82或负偏压电源84的任一方。将驱动信号从发送机构12输入到与各组 S1 SM对应的振动驱动单元时，从与各组S1 SM对应的振动单元送波 超声波。被送波的各超声波，由于声学透镜32的曲率而被聚集。即被送 波的各超声波，如图17所示，形成在深度比聚焦点P1深的聚焦点P2被 会聚的超声波射束。通过这种第2超声波射束而使从被检体产生的反射回 波，介由探头10被实施规定的处理后且作为第2超声波像数据被保存在 合成机构24的存储器68。图20为用于说明合成机构24的动作的图。图20 (A)为第1超声波 射束对应的接收信号中的与被检体的浅部对应的图像信号的概念图。图20 (B)为第2超声波射束对应的接收信号中的与被检体的深部对应的图像 信号的概念图。图20 (C)为通过合成机构24生成的超声波像数据的图 像信号的概念图。另外，为了便于说明，各图的图像信号与单一的扫描线 对应。合成机构24抽出并读出第1超声波射束对应的接收信号中的与被检 体的浅部对应的图像信号。更具体地来说，如图20 (A)所示，读出第1 超声波射束对应的接收信号中的与近距离区域对应的图像信号。此外，合 成机构24抽出并读出与第2超声波射束对应的接收信号中的与被检体的 深部对应的图像信号。更具体地来说，如图20 (B)所示，读出第2声波 射束对应的接收信号中的与远距离区域对应的图像信号。之后，如图20
(C) 所示，合成机构24通过结合与近距离区域对应的图像信号和与远距 离区域对应的图像信号来生成与一条扫描线对应的图像信号作为合成信 号。关于其他扫描线也相同。这种合成信号从合成机构24被输出后，通 过DSC72的处理，作为超声波像被显示在显示机构20。通过本实施方式，通过合成机构24生成的合成信号中与浅部对应的 信号，成为通过菲涅耳束聚焦控制在射束的宽度比较会聚的部分所得到的 信号。另一方面，合成信号中与深部对应的信号，是通过声学透镜32在 射束的宽度比较会聚的部分所得到的信号。因此，合成信号成为在从被检 体的浅部到深部而信号灵敏度提高等的图像构成良好的信号。基于这种合 成信号的超声波像，由于提高图像分辨率等而提高像质，从而能够从浅部 到深部忠实地描绘出被检体。总之，本实施方式的超声波诊断装置，通过组合菲涅耳束聚焦控制完 成的短轴方向的聚焦处理和声学透镜32所产生的短轴方向的聚焦处理， 改善短轴射束从而显示高像质的超声波像。此外，如本实施方式所示，仅使直流偏压的极性反相就能以7T为单位进行超声波的相位延迟，其原因在于，作为振动元件34 — l适用以cMUT 所代表的元件。由此，不对每个组S1 SM准备延迟电路(整相电路)等 即可，能够抑制电路规模的增大。此外，如图12所示的合成机构24能够安装亮度补正机构71，其在生成合成信号时，将与近距离区域对应的图像信号的强度(亮度信号)和与 远距离区域对应的图像信号的强度(亮度信息)实现整合。图21为说明 被安装在合成机构24的亮度补正机构71的动作的图。如图21 (A)所示， 由第1超声波射束得到的接收信号，在聚焦点Pl强度最大。另一方面， 如图21 (B)所示，由第2超声波射束得到的接收信号，在聚焦点P2强 度最大。此时，将图21 (A)所示的信号中与近距离区域对应的图像信号 和图21 (B)所示的信号中与远距离区域对应的图像信号进行结合(繋害' 合幻甘3)时，如图21 (C)所示，在其结合处产生强度差即亮度的间断 (gap)。该亮度的间断在超声波像中作为噪声被明显化。在此，如图21(D) 所示，亮度补正机构71在结合这些信号时，通过对结合处附近的图 像信号乘以加权系数(亮度补正系数)，而降低结合处的亮度间断。例如，
亮度补正机构71随着上述亮度间断增大而将加权系数设定得较大，通过 乘以加权系数而降低上述亮度间断。
此外，在本实施方式中，如图16所示，各振荡器26a 26N在短轴方 向被等分割为组S1 SM，但也可以不等间隔进行分割。例如，通过以驱 动信号的规定频率或规定的聚焦数据为基准，将各振荡器26a 26N在短 轴方向进行菲涅耳分割也可。此外，通过随着从短轴方向的中心朝向端部 而减小组Sl SM的各个宽度并进行分割，使射束形状形成得更尖锐也可。 此外，在将各振荡器26a 26N等分割的情况下，通过增加其分割数而提 高菲涅耳束精度，因此提高聚焦精度。此外，超声波射束，与长轴方向相 同，在短轴方向也产生栅瓣，但通过增加各振荡器26a 26N的分割数， 能够减小栅瓣的相对主瓣的发生角度，因此其结果能够降低在超声波像中 产生的噪声。此外，为了实现电路规模的减小，将开关81 — 1 81—M以 短轴的中心为基准在短轴方向对称地连接，但不限于此。
此外，图22为与比较例一起表示由本实施方式的探头10收发的超声 波射束的射束图案的图。图22 (A)为仅由声学透镜进行聚焦处理后的超 声波射束的比较例。图22 (B)为仅由菲涅耳束进行聚焦处理后的超声波 射束的比较例。图22 (C)为由本实施方式的探头10收发的超声波射束 的例子。另外，各图表的横轴与短轴方向对应，纵轴与射束强度对应。
在图22 (A)的比较例中，将超声波频率设计为10MHz，短轴口径为 10mm，声学透镜聚焦距离为15mm，各深度(例如15mm、 25mm、 45mm) 中的射束图案的计算结果。如图22 (A)所示，在聚焦点(15mm)射束 宽度被会聚，但在比聚焦点深的点(45mm)的射束宽度扩展。该扩展成 为被检体的深部所对应的图像信号的灵敏度降低的原因。此外，在图22 (B)的比较例中，将超声波频率设计为10MHz，短轴口径为10mm，菲 涅耳聚焦距离为15mm，计算各深度中的射束图案。如图22 (B)所示， 在聚焦点(15mm)射束宽度被会聚，但在比聚焦点深的点(45mm)的射 束宽度扩展。此外，图22 (C)为进行短轴分割使驱动信号同相只通过透 镜而在远距离聚焦的例子，在45mm是良好的，但除此之外劣化。
另一方面，在图22 (D)的例子中，将超声波频率设计为10MHz，短 轴口径为10mm，菲涅耳聚焦距离为15mm，透镜聚焦距离为45mm，计算各深度中的射束图案。如图22 (D)所示，相对于图22 (A)以及图22 (B)、 (C)所示的射束图案，形成在各测量点宽度被会聚的良好的超声波 射束。即本实施方式的探头IO，按照将声学透镜32的聚焦处理和菲涅耳 束控制的聚焦处理双方实现且形成为一体化的方式构成。此外，第1次适 用图22 (D)的菲涅耳束，由第2次的送波只进行透镜的聚焦，通过合成 图22 (C)和图22 (D)的良好之处得到更良好的射束。因此，从被检体 的浅部到深部，能够使各测量点的短轴方向的射束宽度进一步会聚。其结 果，能够提高从被检体的浅部到深部所描绘的超声波像的像质。此外，本实施方式的情况下，会有由于舍去微小相位差的所谓舍入而 产生各超声波的相位不整合的情况。产生相位不整合时，射束宽度变得比 较宽，形成具有不需应答成分的超声波射束。在此，采用以下的第3实施 方式，说明通过基于聚焦点P的深度位置和超声波的波长X而使各组的宽 度(间距)可变，且降低因舍入引起的相位不整合的方式。 (第3实施方式)参照附图，对适用本发明的超声波诊断装置的第3实施方式进行说明。 本实施方式，为进一步改善短轴方向的方位分辨率并进一步提高超声波像 的像质的例子。更具体地来说，本实施方式，在基于聚焦点Pl的深度位 置和超声波的波长X而使各组S1 SM的宽度(间距)可变这一方面，与 各组S1 SM的宽度固定的上述实施方式不同。在参照图12以及图18等进行说明的情况下，短轴控制机构22将在 短轴方向排列的振动单元群分为多个组S1 SM时，设一组(例如组S3) 的到聚焦点P1的距离L为基准距离，求出其他组(例如组S2)到聚焦点 的距离L'与基准距离之间的距离差AL。接下来，短轴控制机构22按照距 离差AL处于以超声波的波长A/2的整数倍为基准的设定范围内的方式， 决定组的数目以及各组所属的振动单元的数目并使组S1 SM间的间距可变。通过本实施方式，即使在变更各聚焦点Pl的位置的情况下，按照该 变更能够使距离差AL与规定值一致。因此，只要准备与规定的距离差AL对应的菲涅耳束图案和相位反相的数据即可，因此能够抑制聚焦数据的增大。(第4实施方式) 对适用本发明的超声波诊断装置的第4实施方式进行说明。 本实施方式为通过菲涅耳束而形成第1超声波射束和第2超声波射束 的例子。更具体地来说，本实施方式，通过菲涅耳束而形成在深度比聚焦 点Pl深的聚焦点P2被会聚的超声波射束。通过由菲涅耳束形成的第2超 声波射束而使从被检体产生的反射回波，介由探头10实施规定处理后作 为第2超声波像数据被保存在合成机构24的存储器68中。另外，关于第 l超声波射束，与上述相同，因此省略说明。通过合成机构24生成的合成信号中的与浅部对应的信号和与深部对 应的信号，是通过菲涅耳束聚焦控制在射束的宽度比较会聚的部分得到的 信号。以上，通过第1 第4实施方式对本发明进行了说明，但并不限于此。 例如，以超声波射束的短轴方向的方位分辨率为中心进行了说明，但也可 适用于改善长轴方向的方位分辨率。但是，关于超声波射束的长轴方向， 一般适用通过长轴控制机构74以振荡器26a、 26b单位使超声波延迟的聚 焦控制。此时，同时使用这种聚焦控制，或者也可代替该控制而适用本实 施方式的整相控制。
权利要求
1、一种超声波诊断装置，具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头；向上述超声波探头供给驱动信号的发送机构；处理从上述超声波探头输出的接收信号的接收机构；基于从该接收机构输出的信号重新构成超声波像的机构；和显示上述超声波像的机构，设置有元件选择机构，其从构成上述超声波探头的且将超声波和电信号相互变换的多个振动单元中选择用于超声波收发的多个驱动振动单元，上述元件选择机构，按照聚焦点的深度将上述多个驱动振动单元分为由一个或邻接的多个驱动振动单元构成的多个组。
2、 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述元件选择机构，将位于上述探头的短轴方向的中央的组至聚焦点的距离设为基准距离，求出其他组到上述聚焦点的距离和上述基准距离之 间的距离差，按照该距离差处于基于上述超声波的波长 t所设定的容许范 围内的方式，决定上述组以及该组所属的上述驱动振动单元的数目。
3、 根据权利要求2所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述元件选择机构，按照上述距离差收敛于以上述超声波的波长的X的1/2整数倍为基准所设定的允许范围内的方式，决定上述组以及该组所 属的上述驱动振动单元的数目。
4、 根据权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述元件选择机构，将向上述所决定的组以及该组所属的上述驱动振动单元供给上述驱动信号的指令输出到上述发送机构。
5、 根据权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述振动单元，是随着与上述驱动信号叠加而被施加的偏置电压的大小而超声波收发灵敏度变化的器件，通过半导体微细加工工艺被制造。
6、 根据权利要求1所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述多个振动单元至少被排列在上述探头的短轴方向，上述元件选择机构沿上述短轴方向将上述驱动振动单元分为上述多个组。
7、 根据权利要求l所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述发送机构，根据从上述元件选择机构输出的指令，向位于上述短轴方向的中央的组所属的驱动振动单元供给第1驱动信号，向上述其他组 所属的驱动振动单元供给第2驱动信号，上述第2驱动信号是根据上述距 离差而使上述第1驱动信号的相位旋转后的信号。
8、 一种超声波诊断装置，具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头；向上述超声波探头 供给驱动信号的发送机构；处理从上述超声波探头输出的接收信号的接收 机构；基于从该接收机构输出的信号重新构成超声波像的机构；和显示上 述超声波像的机构，设置有元件选择机构，其从构成上述超声波探头的且将超声波和电信 号相互变换的多个振动单元中选择收发超声波的多个驱动振动单元，上述元件选择机构，通过变更聚焦点的位置来决定规定组所属的上述 驱动振动单元的数目。
9、 根据权利要求1或8所述的超声波诊断装置，其特征在于，具有 聚焦控制机构，其以上述组单位进行相位控制，形成具有第l焦点的超声波射束且进行控制，形成具有深度比第1焦点深的第2焦点的超声波 射束且进行控制；和合成机构，将第1超声波射束对应的接收信号中的与上述被检体的浅 部对应的信号和第2超声波射束对应的接收信号中的与被检体的深部对应 的信号进行连结，生成上述超声波像的数据。
10、 一种超声波诊断装置，具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头；向上述超声波探头 供给驱动信号的发送机构；处理从上述超声波探头输出的接收信号的接收 机构；基于从该接收机构输出的信号重新构成超声波像的图像处理机构； 和显示上述超声波像的显示机构，上述超声波探头，不仅将超声波和电信号相互地变换的多个振动单元 排列为细长状，而且具有在与上述细长轴正交的短轴方向分割的对置电 极，在超声波收发侧配设声学透镜而构成，具有聚焦控制机构，其将在上述短轴方向分割的对置电极分为多个 组，以组单位进行相位控制，形成具有第1焦点的超声波射束且进行控制，通过上述声学透镜形成具有深度比上述第1焦点深的第2焦点的超声波射 束且进行控制；和合成机构，其将上述第1超声波射束对应的接收信号中的与上述被检 体的浅部对应的信号和与上述第2超声波射束对应的接收信号中的与被检 体的深部对应的信号进行连结，生成上述超声波像的数据。
11、 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述聚焦控制机构，以上述组单位付与不同的相位，形成上述第l超声波射束；对上述组的全部组付与共同的相位，形成上述第2超声波射束。
12、 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述聚焦控制机构，按照上述第1焦点比上述第2焦点更处于近距离的方式进行控制。
13、 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述聚焦控制机构，将上述多组中的一组到上述聚焦点的距离设为基准距离，求出其他组到上述聚焦点的距离和上述基准距离之间的距离差， 按照该距离差处于以上述超声波的波长X的1/2的整数倍为基准所设定的 范围内的方式，决定上述组以及该组所属的上述驱动振动单元的数目，而 使组间的间距可变。
14、 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述超声波探头，将上述振动单元至少沿短轴方向排列形成。
15、 根据权利要求10所述的超声波诊断装置，其特征在于， 上述振动单元，采用根据所施加的直流偏压的大小而电机械耦合系数变化的器件，在上述直流偏压的极性被反相时将收发超声波的振幅反相。
全文摘要
为了实现更适于一边抑制聚焦数据数目的增大而一边会聚射束宽度的超声波诊断装置，具备在与被检体之间收发超声波的超声波探头(10)、向超声波探头(10)供给驱动信号的发送机构(12)、处理从超声波探头(10)输出的接收信号的接收机构(16)、基于从接收机构(16)输出的信号重新构成超声波像的机构(18)、和显示超声波像的机构(20)，设置有元件选择机构(22)，其从构成超声波探头(10)的且将超声波和电信号相互变换的多个振动单元中选择用于形成超声波收发的口径的多个驱动振动单元，元件选择机构(22)按照聚焦点的深度将多个驱动振动单元分为由一个或邻接的多个驱动振动单元构成的多个组。
文档编号A61B8/00GK101160098SQ20068001265
公开日2008年4月9日 申请日期2006年5月9日 优先权日2005年5月9日
发明者押木光博, 筱村隆一 申请人:株式会社日立医药