JP2647846B2 - ある領域内の組織の状態を示す信号を導出するための装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、生理組織の状態を検出する装置における改
良に関する。

〔従来の技術〕

超音波搬送波のパルスを検査中の人体内へと別々の放
射状路に沿って発射し、そのパルスの任意のエコーを対
応する電波に変換することによって、その人体内構造の
二次元像を生成するシステムは、何年も市販されてきて
いる。このようにして形成された像は、エコーの振幅に
比例する強度を有している。

「心臓血管疾患に対する進歩」（Progress in Cardiova
scular Diseases）の1985年9/10月号の“心筋層の超音
波特性表示（Ultrasonic Characterization of Myocard
ium）”と題する論文では、超音波圧縮波の後方散乱の
パワーと心筋の状態との量的な関係が議論されている。
虚血傷害は、それを早期に検出すると、患者が心臓発作
を起こしたかどうか及びその程度を即時に決定すること
ができるため特に関心が高いにもかかわらず、現在の方
法は心臓発作が生じたかどうかを単に決定するだけであ
り、しかも分析に数日を必要とする。上記の論文では議
論されていないけれども、他の異常な組織状態も同様の
分析によって明らかにできると思われる。

〔発明の解決しようとする問題点〕 上記の論文は、エコーの強度のパワーに対応する強度
を有する二次元像を形成することが望ましいことを示唆
しているけれども、この目的を達成する実行可能な方法
については述べられていない。また上掲論文では、エコ
ーの振幅に応答して形成された像の明るさの変化によっ
て、先に簡単に述べた市販の装置におけると同様に、組
織の状態について何らかの表示が行えることも示唆され
ているが、このような現象による変化は小さすぎ、信頼
をおくことができない。

1986年１月に発行された、「超音波、強誘電及び周波
数制御についてのアメリカ電子・電気光学技術協会会報
（I.E.E.E. Transactions on Ultrasonics, Ferroelect
rics and Frequency Control）のUFFC−33巻第１号に記
載された“心臓組織の定量的特性表示のためのリアルタ
イム積分後方散乱測定システム（A Real−Time Integra
ted Backscatter Measurement System for Quantitativ
e Cardiac Tissue Characterization）”と題する論文
には、単一経路に沿って走行する超音波搬送波のパルス
から後方散乱のパワーに対応する信号を取り出す装置が
記載されている。ここに記載された装置は全面的に、本
発明の発明者のうち２名によって発明された。この装置
は、変換器に衝突するエコーに応答して当該変換器によ
って発生された電気的搬送波を硫化カドミウム結晶に印
加される圧力波へと変換している。硫化カドミウムは後
方散乱のパワーに対応する出力を、総ての領域において
発生するものであった。この装置の制約の一つは、約20
dBという小さなダイナミックレンジであった。二次元像
を形成する方法は何ら開示されていなかった。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明の実施例はより実際的であり、これによれば後
方散乱のパワーの積分であるエネルギーの正確な二次元
像が形成され、そこで達成されるダイナミックレンジは
60dBである。後方散乱に応答して変換器によって発生さ
れた未処理の電気搬送波、又はそこから取り出された中
間搬送波が、発射パルスの経路に沿って走る2mmという
小さい領域内の後方散乱のパワーの積分であるエネルギ
ーに対応する信号を取り出す回路へと与えられる。この
回路は、それぞれ周波数又は時間の調整可能な領域を備
えた周波数又は時間領域の何れかにおいて、信号を取り
出すことができる。この信号は次いで、陰極線ビームの
強度を直接に変調して、後方散乱のパワーの積分である
エネルギーに対応する強度の像を形成するか、或いは陰
極線ビームの変調の前に走査変換器によって処理され
る。

信号がパワーの積分であるエネルギーに対応すること
を考えると、この信号は、電気搬送波又はそこから取り
出された中間周波数の電波の振幅の二乗に比例するの
で、その振幅が正しいことが重要である。

発射された圧縮波のエコーの振幅が領域と共に減少す
ることは周知であり、エコーの振幅の像を形成する装置
では、計時ゲインコントロール回路（これは各発射パル
スの後に受信したエコーに応答して変換器によって供給
された電気搬送波の振幅を増大させる）を用いるのが通
常である。

このようなことは、エコーの振幅を単に表示する像と
しては満足できるが、本発明の好適な形式において用い
られるゲインコントロール（利得制御）回路において
は、電波が心筋組織からのエコーから生じる場合よりも
血液からのエコーから生じる場合の方が、利得の時間に
対する変化が少ない。

伝送励起に続いて変換器のリングタウンが生じる期間
の間、利得制御回路がゼロ利得を生じさせるならば、よ
り高い精度が得られる。心筋組織に関連した訂正因子と
対向した、胸壁減衰に関連する訂正因子を用いて、患者
の胸壁から受信しているエコーを利得制御回路が補償す
る場合、更に精度が向上する。

さらなる改良によれば、利得制御回路は、発射された
ビームが収束される領域にエコーの領域が近づくにつれ
て利得を減少させ、その後で利得を増大させる要素を導
入している。これは、しばしば“回析修正”と呼ばれ
る。更に別の改良によれば、利得制御回路は、パルスが
人体を走るときの周波数に比例する要因によって、発射
されたパルスを含む周波数が減衰されるのを補償するよ
うにさせる。これはしばしば“ビーム軟化”と呼ばれ
る。

〔実 施 例〕

第１図において、走査器２は、変換器、即ち超音波の
パルスを連続的に発射し、任意の受信エコーを対応する
電波に変換する装置（図示せず）を含む。計時利得制御
回路４は電波（より詳細には第1F図に関連して説明され
る）の振幅を変化させ、それらをパワー検出器（これは
第1A図〜第1E図に示されたものの何れかでよい）６に供
給する。信号の種々の振幅に対応する明るさ又は色を決
定する出力マッピング回路８で動作され、そして適当な
画像処理が画像処理器10によってなされた後、信号は走
査変換器11に印加され、陰極線管12上に形成される画像
の強度又は色を制御する。

以下の説明において、同じ機能をもつ要素は各図で同
じ参照番号で示されている。

時間領域で動作する第1A図のパワー検出器を参照す
る。走査器２に含まれた変換器に入射するエコーに対応
する電気信号は、主に変換器によって振幅周波数特性が
決定される正規化フィルタ13を通過させられる。それら
は次にA/D装置14によってサンプリングされ、そのデジ
タル出力は、各サンプルの振幅の二乗を表すデジタル信
号を取り出すROM16の入力に印加される。ROM16の出力の
デジタルワードは、加算器18の一つの入力及び調整可能
なディレイ20（FIFOシフトレジスタでよい）の入力に印
加される。計算論理ユニット22が、加算器18の出力及び
ディレイ20の出力に結合されていて、ディレイ20の出力
を加算器18の出力から減算する。論理ユニット22の出力
は加算器18の別の入力と、及び出力マッピング回路（RO
Mでよい）とに接続される。

超音波パルスの各々が発射されるに際して、第1A図の
総ての装置がリセットされる。従って、FIFOレジスタの
如きディレイ20にｎステップがあるとすると、その出力
はA/D装置14の最初のｎサンプルに対してゼロであり、
論理ユニット22の出力は各サンプルと共に変化する。サ
ンプルｎ＋１がとられると、第１サンプルに対するROM1
6の出力は調整可能なディレイ20の出力に現れ、これが
それまでの合計＋サンプルｎ＋１の二乗から減算される
ので、論理ユニット22の出力は２とｎ＋１の間のサンプ
ルの二乗の和となる。従って、論理ユニット22の出力で
の信号によって表される範囲はｎ個のサンプルについて
のものであり、ｎ−１個の二乗化サンプルのそれまでの
合計＋新サンプルの二乗値に等しい。

第1B図では、ROM16の出力は、第1A図においては加算
器18の出力が接続されていた論理ユニット22の入力に直
接接続され、加算器24の一つの入力は論理ユニット22の
出力に接続され、加算器24の他の入力にはその出力が接
続されている。出力マッピング回路８は加算器24の出力
に接続されている。こうして、論理ユニット22の出力は
現在のサンプルの二乗とｎ番目の前のサンプルの二乗の
間の差となるから、加算器24の出力における信号は第1A
図の論理ユニット22の出力における信号と同じになる。

第1C図においては、サンプルの二乗を引き出すための
ROM16が省略されており、別のROM26のアドレス入力の一
部が調整可能なディレイ20に接続されている。ROM26の
残りのアドレスビットはA/D装置14の出力へと直接に接
続されている。A/D装置14の出力におけるビット及び調
整可能なディレイ20の出力におけるビットは組み合わさ
れて、二乗の差が格納されるROM26内の位置をアドレス
する。加算器24は表示用の信号として、ｎ個のサンプル
の二乗の当座の合計を引き出す。

第1D図に示された回路は、周波数領域で動作する。A/
D装置14の出力は高速フーリエ変換装置（FFT）28の入力
に接続され、その出力はROM30に接続される。ROM30は、
FFT28から各周波数に対する実部、虚部の二乗の和を取
り出す。雑音をも含む総てがA/D装置14によってサンプ
リングされるので、ROM30の出力は直流からナイキスト
限界に至る総てを含むことになる。装置の使用可能な帯
域幅にわたって積分を行う積分器34が備えられ、マッピ
ング装置８に印加される信号を与えて、画像の明るさ及
び／又は色を制御する。

上述のように、信号はFFT内のいくつかの周波数ビン
にわたってサンプルの二乗の積分値となり、FFT及び積
分器34は各領域が完了した後、タイマ36によってリセッ
トされなければならない。タイマ36は、第１図の走査器
２によって与えられた走査開始信号によってスタートさ
れる。隣接する領域ではなく重複した領域を与えるため
に、FFT28′、ROM30′及び積分器34′が点数の如く接続
され、FFT28′は実線で示された構成要素によってカバ
ーされた領域のある時点で開始されて、最初の領域と重
複する第２の領域をカバーする。連続的な重複領域の各
々をカバーするためには、最初のFFT、ROM及び積分器が
別の計算に利用できるようになるのに必要な数だけ、別
のFFT、ROM及び積分器を備えなければならない。

第1E図の回路も周波数領域で作動する。未処理の電波
がスペクトル分析器40（これは、各々に二乗化回路が続
く一連のフィルタでよい）に供給される。分析器40の出
力は装置32によって正規化される。積分器34は使用可能
な帯域幅にわたって、正規化装置32の出力を積分する。

第1F図に示された計時利得制御回路を参照する。この
回路は、第１図の計時利得制御装置内の装置（図示せ
ず）の利得を制御する信号を与える。この装置は通常、
利得制御信号によって減少される最大利得を有し、第１
図のパワー検出装置６に与えられた電波の振幅を、減衰
が全くなかったときと同じにする。

第１図のパワー検出器６によって供給された未処理画
像は比較器42の一つの入力に与えられ、直流基準電圧Ｒ
が他方の入力に与えられる。また、走査器２によって供
給された未処理キャリア又は中間周波数を比較器42の非
反転入力に与えることもできるが、比較器が後続の半サ
イクルで状態を変えるという望ましくない事態を防ぐた
めには、何らかの装置を備えなければならない。そこで
信号を適当な極性のダイオードを介して非反転入力に結
合するか、又は２個のワンショットマルチバイブレータ
を比較器42の出力に縦続接続することができる。電気信
号が組織からの後方散乱から生じるときは、正の半サイ
クルの各々が比較器42をハイレベルにするが、電気信号
が血液からの後方散乱から生じるときは、信号は小さな
振幅を有し基準電圧Ｒを越えないので、比較器42の出力
はローレベルである。可能化されたときに所定の直流電
圧を積分器46の一つの入力に供給する血液修正回路44
が、比較器42の出力に接続されている。血液修正回路44
は比較器42の出力がロー又はゼロのときに可能化され
る。

インバータ48が、比較器42の出力と組織修正回路50の
可能化入力の間に接続されている。従って組織修正回路
50は、ロー状態によって可能化された場合に、直流電圧
（血液修正回路44によって供給されるものと異なってい
てもよい）を積分器46の入力に供給する。組織修正回路
50は、組織繊維の配向に応じて異なった直流電圧を与え
るようにすることができる。電気信号が組織からの後方
散乱から生じるときに、組織修正回路は動作する。

基準電圧Ｒは、陰極線管12上の画像を観察しながら調
整できる。Ｒがあまりにも高く設定される場合は、比較
器42の出力は低いままであり、エコーが組織から到来す
る場合であっても、血液修正回路44のみが可能化され
る。この場合、時間による利得の増加は、組織を介して
のパルスの通過を補償するのに必要なものより少なく、
組織からの散乱は振幅が少なくて、画像は暗くなる。こ
れに対して、Ｒが小さく設定されすぎた場合は、比較器
42の出力はハイのままであり、エコーが血液から到来す
る場合でも組織修正回路50のみが可能化される。この場
合、時間による利得の増加は、血液を介してのパルスの
通過を補償するのに必要なものより大きく、組織からの
散乱は振幅が大きく、画像は明るくなる。表示が色又は
色と明るさの組み合わせからなる場合、Ｒの値が高すぎ
たり、低すぎたりすると、認識されるものとは別の効果
が生じる。

第１図の走査器２からの走査開始信号によって同期さ
れるタイミング回路52は、信号をリングダウン・胸壁修
正回路54に供給して、該回路をパルス発射後初めての数
マイクロ秒の間可能化し、血液修正回路44及び組織修正
回路50を使用禁止にする。走査器２の変換器がリングダ
ウンしている最初の数マイクロ秒の間は、回路54は積分
器46の入力にゼロ電圧を印加し、胸壁中での伝播に対応
する次の数マイクロ秒の間は胸壁中での減衰を補償する
のに適当な直流電圧を積分器46の入力に供給する。

乗算器56（これは利得選定可能な増幅器でよい）は、
積分器46の出力Ａと発射ハルスのキャリア周波数に比例
した直流電圧との乗算を行い、加算器58の一つの入力に
供給される項Afoを取り出す。

信号Afoはまた、fo2に比例して変化する直流電圧を加
算器58の入力に供給する周波数シフト及びビーム軟化修
正回路60に供給される。これは、周波数と共に減衰が増
加して発射パルスの高周波の方が低周波より減衰が大き
くなるように補償し、エコーの中の中心周波数を発射パ
ルスの中心周波数以下にシフトするものである。

タイマ52からのパルスによって可能化される回析修正
回路62は加算器58に電圧を供給し、エコーが発射パルス
ビームの焦点で反射器から後方散乱されるときに最大振
幅を有し、焦点から増大又は減少するにつれて次第に減
少する振幅を有するように補償する。従って、第1F′図
に示されるように、同様の物体からの後方散乱の振幅Ａ
は実線Ａによって示される領域と共に変化し、補償のた
めに必要な利得は逆カーブＧによって示される（これは
総て負である）。

加算器58の出力での直流電圧は、スケーリング・オフ
セット調整用の回路64に印加される。即ち、利得制御信
号がゼロと−５ボルトの間で変化して第１図の計時利得
制御回路４の利得をゼロと極大値の間で変化させる場
合、加算器58の出力電圧はそれに応じて調整され、正し
い極性・振幅範囲を持つようになる。

大抵の超音波装置はパルスを発射し、エコーを受信す
るのに同じ変換器を用いており、“後方散乱”という用
語が使用されている。しかし本明細書でもそうであるよ
うに、この用語はどのような方向の散乱にも当てはまる
ものである。従って、パルスを発射する手段は人体の一
カ所に位置していればよく、またエコーを受ける手段は
別のどこかの部位に位置していればよい。なぜなら、後
方散乱又は散乱は、総ての方向に向かうものだからであ
る。必要なのは、複数の公知の径路に沿った位置から散
乱又は後方散乱を処理することだけである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明により超音波システムにおいてエコーの
パワーの二次元像を生成するための装置の全体的なブロ
ック図； 第1A図、第1B図及び第1C図は、エコーのパワーを示す信
号を引き出すための時間領域で作動するそれぞれ別々の
回路のブロック図； 第1D図及び第1E図は、エコーのパワーを示す信号を引き
出すための周波数領域で作動するそれぞれ別々の回路の
ブロック図； 第1F図は本発明の装置で使用される計時利得制御回路の
ブロック図；及び 第1G図は回析修正を示すグラフである。 ２……走査器 ４……計時利得制御回路 ６……パワー検出器 ８……出力マッピング回路 10……画像処理器 11……走査変換器 12……陰極線管 13……正規化フィルタ 14……A/D装置 16……ROM 18……加算器 20……ディレイ 22……論理ユニット 24……加算器 26……ROM 28,28′……高速フーリエ変換装置（FFT） 30,30′……ROM 32……正規化装置 34,34′……積分器 36……タイマ 40……スペクトル分析器 42……比較器 44……血液修正回路 46……積分器 48……インバータ 50……組織修正回路 52……タイミング回路 54……リングダウン・胸壁修正回路 56……乗算器 58……加算器 60……ビーム軟化修正回路 62……回折修正回路 64……スケーリング・オフセット調整回路

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジェイムズ・ジー・ミラー アメリカ合衆国ミズーリ州63105 クレ イトン，エッジウッド・アヴェニュー・ 444 (72)発明者 ルイス・ジェイ・トマス，ザ・サード アメリカ合衆国ニューヨーク州12308 シェネクタディ，ラグビー・ロード・ 1142 (72)発明者 ヒューレット・イー・メルトン，ジュニ ア アメリカ合衆国マサチューセッツ州 01810 アンドーヴァー，ウッドヘイヴ ン・ドライヴ・23 (72)発明者 トマス・エイ・シャウプ アメリカ合衆国マサチューセッツ州 01852 ローウェル，フェアマウント・ ストリート・263 (56)参考文献 特開 昭61−109555（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−550（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−25536（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−153849（ＪＰ，Ａ)

Claims (15)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】人体の断面領域における経路に沿って存在
   する組織の、積分された超音波後方散乱を表示する信号
   を導出するための装置において、 走査手段（２）であって、 人体の断面領域における複数の経路に沿って、それぞれ
   超音波圧縮波のパルスを連続して発射するための手段
   と、 各経路の沿って存在する組織により散乱される圧縮波か
   ら、第１の電気信号を連続して導出するための変換器手
   段を備える、走査手段（２）と、パワー検出手段（６）
   であって、 組織により散乱される瞬時超音波電力を表す、第２の電
   気信号を連続して生成するために、前記第１の電気信号
   に応答する回路手段と、 パルスが発射された後に、前記経路に沿って走る小さい
   領域内の後方散乱のパワーの積分である超音波エネルギ
   ーを表す、第３の電気信号を得るために、前記第２の電
   気信号を、それらが生成される際に、連続して積分する
   ための回路手段を備える、パワー検出手段（６）と、 からなる装置。
2. 【請求項２】前記パワー検出手段（６）は、時間領域で
   作動する、請求項１に記載の装置。
3. 【請求項３】前記パワー検出手段（６）は、周波数領域
   で作動する、請求項１に記載の装置。
4. 【請求項４】画像を再生するための手段（12）を有し、
   強度及び色彩の何れかが、前記第３の電気信号によって
   制御される、請求項１に記載の装置。
5. 【請求項５】前記パワー検出手段（６）は、 順次的な時間で、前記第１の電気信号の振幅にそれぞれ
   対応するサンプルを導出するためのサンプリング手段
   （14）と、 各サンプルを二乗して、前記第２の電気信号を導出する
   ために、前記サンプリング手段に結合された、算術手段
   （16）と、 ２つの入力と１つの出力を有し、一方の入力が、前記算
   術手段の出力に結合された、加算器（18）と、 前記算術手段の出力に結合された、FIFOディレイ（20）
   と、 第１の入力に印加された信号を、第２の入力に印加され
   た信号から減算するための減算器（22）であって、前記
   第１の入力が、前記FIFOディレイ（20）の出力に結合さ
   れ、前記第２の入力が、前記加算器（18）の出力に結合
   された、減算器（22）とからなり、 前記減算器（22）の出力が、前記加算器（18）の他方の
   入力に結合され、それにより、後方散乱の超音波エネル
   ギーを表す前記第３の電気信号が、前記減算器（22）の
   出力に現れる、請求項１に記載の装置。
6. 【請求項６】前記パワー検出手段（６）は、 順次的な時間で、前記第１の電気信号の振幅にそれぞれ
   対応するサンプルを導出するためのサンプリング手段
   （14）と、 各サンプルを二乗して、前記第２の電気信号を導出する
   ために、前記サンプリング手段に結合された、算術手段
   （16）と、 第１の入力に印加された信号を、第２の入力に印加され
   た信号から減算するための減算器（22）であって、前記
   第２の入力が、前記FIFOディレイ（20）の出力に結合さ
   れ、前記第２の入力が、前記算術手段（16）の出力に結
   合された、減算器（22）と 前記算術手段（16）の出力と、前記減算器（22）の第１
   の入力の間に結合された、FIFOディレイ（20）と、 前記減算器（22）の出力に結合された一方の入力、及び
   それ自体の他方の入力に結合された出力を有する、加算
   器（24）とからなり、 それにより、後方散乱の超音波エネルギーを表す前記第
   ３の電気信号が、前記加算器（24）の出力に現れる、請
   求項１に記載の装置。
7. 【請求項７】前記パワー検出手段（６）は、 順次的な時間で、前記第１の電気信号の振幅にそれぞれ
   対応するサンプルを導出するためのサンプリング手段
   （14）と、 第１、及び第２の入力と、１つの出力を有する計算手段
   （26）であって、該計算手段は、その第１の入力に印加
   された信号の二乗からの、第２の入力に印加さた信号の
   二乗の差分に等しい信号を、その出力にもたらし、前記
   第１の入力は、前記サンプリング手段（14）の出力に結
   合された、計算手段（26）と、 前記サンプリング手段（14）の出力と、前記計算手段
   （26）の第２の入力の間に結合された、FIFOディレイ
   （20）と、 第１、及び第２の入力と、１つの出力を有する加算器
   （24）であって、前記第１の入力は、前記計算手段（2
   6）の出力に結合され、前記第２の入力は、加算器自体
   の前記出力に結合された、加算器（24）とからなり、 それにより、後方散乱の超音波エネルギーを表す前記第
   ３の電気信号が、前記加算器（24）の出力に現れる、請
   求項１に記載の装置。
8. 【請求項８】前記パワー検出手段（６）は、 順次的な時間で、前記第１の電気信号の振幅のそれぞれ
   対応するサンプルを導出するためのサンプリング手段
   （14）と、 前記サンプリング手段（14）に結合された、FFT回路（2
   8）であって、前記サンプルにより表される複数の周波
   数の各々の実部、及び虚部を供給する、FFT回路（28）
   と、 所定の時間に前記FFT回路（28）の出力に現れる、前記
   実部、及び虚部の各々の二乗の和に等しい信号を導出す
   るための算術手段（30）と、 前記FFT回路（28）の出力における周波数成分の使用可
   能な帯域幅にわたって、前記算術手段（30）の出力にお
   ける信号を積分するための積分器（34）とからなり、 それにより、所定の範囲の積分された後方散乱に対し
   て、後方散乱を表す前記第３の電気信号が、前記積分器
   （34）の出力に現れる、請求項１に記載の装置。
9. 【請求項９】前記サンプリング手段（14）の出力に接続
   された、FFT回路（38′）、算術手段（30′）、及び積
   分器（34′）からなる少なくとも１つの他の直列組合せ
   を有し、それにより、前記範囲と重複する範囲の積分さ
   れた後方散乱に対して、後方散乱を表す前記第３の電気
   信号が、前記積分器（34′）の出力に現れる、請求項８
   に記載の装置。
10. 【請求項１０】前記パワー検出手段（６）は、 スペクトル分析器（40）と、 前記スペクトル分析器（40）の出力に結合された、積分
    器（34）とからなり、それにより、前記第３の電気信号
    が、前記積分器（34）の出力に現れる、請求項１に記載
    の装置。
11. 【請求項１１】前記第１の電気信号を前記パワー検出手
    段（６）に結合するための利得制御手段（４）であっ
    て、その入力に印加された利得制御信号に応答する、利
    得制御手段（４）と、 前記入力に印加するための利得制御信号を導出する手段
    であって、 単独動作の場合、前記電波の振幅が、基準値よりも大き
    い場合には、時間と共に利得の所定の増加を生じさせ
    る、前記利得制御信号用の第１の成分を与える手段（5
    0）と、 単独動作の場合、前記電波の振幅が、基準値よりも小さ
    い場合には、時間と共に利得のより少ない増加を生じさ
    せる、前記利得制御信号用の第２の成分を与える手段
    （44）とを含む、利得制御信号を導出する手段と、 から更になる、請求項１に記載の装置。
12. 【請求項１２】各パルスの発射後の所定の第１の期間の
    間、前記利得制御信号用の前記第１、及び第２の成分を
    与える前記手段（50,44）を作動禁止にして、前記期間
    の間、前記利得制御手段にゼロ利得をもたらせしめる、
    利得制御信号用の成分を与えるための手段（52,54）か
    ら更になる、請求項11に記載の装置。
13. 【請求項１３】前記第１の電気信号が、胸壁からの散乱
    に起因する場合、各超音波パルスの発射後のある期間の
    間、前記利得制御信号用の第１、及び第２の成分を与え
    る前記手段（50,44）を作動禁止にして、前記利得の所
    定の増加よりも大きな利得の増加を時間と共に生じさせ
    る、前記利得制御信号用の成分を与えるための手段（5
    2,54）から更になる、請求項11に記載の装置。
14. 【請求項１４】前記第１、及び第２の成分を組み合わせ
    た場合、超音波パルスの焦点合わせに起因する、前記第
    １の電気信号の振幅の変化を補償する、前記利得制御信
    号用の別の成分を与えるための手段（62）から更にな
    る、請求項11に記載の装置。
15. 【請求項１５】前記第１、及び第２の成分を組み合わせ
    た場合、発射パルスの周波数成分の周波数と共に増大す
    る減衰に起因する、前記第１の電気信号の振幅の変化を
    補償する、前記利得制御信号用の別の成分を与えるため
    の手段（60）から更になる、請求項11に記載の装置。