JP3069404B2

JP3069404B2 - 超音波診断装置

Info

Publication number: JP3069404B2
Application number: JP3186539A
Authority: JP
Inventors: 宜三石塚; 皇石川
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1991-07-25
Filing date: 1991-07-25
Publication date: 2000-07-24
Anticipated expiration: 2015-07-24
Also published as: JPH07323032A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ＳＴＣ(Sensitivity T
ime Control 、センシティビティ・タイム・コントロー
ル) カーブを自動的に設定する機能を有する超音波診断
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波振動子から超音波を被検体に送波
し、被検体内の反射体で反射されたエコー信号を超音波
振動子で再度受波し、増幅・検波等の処理を行った後に
断層像として表示器に表示する超音波診断（断層）装置
が医療用・非破壊検査用等に広く用いられている。

【０００３】一般に超音波信号を被検体に送波した場
合、減衰の影響、即ち被検体における超音波エネルギの
吸収、超音波ビームの屈折や散乱等の影響によって送波
強度が深度に伴って低下する。そのため受波されるエコ
ー信号強度も、反射位置がプローブ面から離れるにした
がって弱くなる。このまま信号を対数変換および検波し
て画像表示器に出力するだけでは、均一な構造を持った
臓器であってもプローブから離れた部位ほど暗く表示さ
れてしまい良好な画像は得られない。

【０００４】この問題を解決するために、従来の超音波
診断装置には、エコー信号の利得を時間とともに変化さ
せるＳＴＣカーブを設定する機能を設けたものがある。

【０００５】このような装置では、画像表示深度に対応
した複数のスライドボリュームやスイッチ等が設けられ
ており、それらを調整することで対応した断層像深度の
利得を調整し、診断しやすい画像を得ている。

【０００６】また、使用するプローブの周波数や、診断
部位に応じてＳＴＣカーブを予め装置に記憶（プリセッ
ト）させておき、スライドボリュームの調整をせずに均
一な画像を得られるようにした超音波診断装置もある。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、生体中を伝
搬する超音波の減衰の度合は、部位や組織の状態（病変
の有無等）によって著しく異なる。そのため従来のボリ
ューム等により利得を調整する機能を有する超音波診断
装置は、被検体の状態や診断部位によって、その都度ボ
リュームを設定し直さなければならず、操作が煩雑であ
った。また、診断部位の経時観察をする場合等は、検査
の度毎に常に適切なＳＴＣカーブを設定することは非常
に困難であった。

【０００８】また、プリセット機能を有する超音波診断
装置では、診断部位や診断状態の微妙な変化に対して、
常に的確なＳＴＣカーブが設定されているとは限らな
い。

【０００９】そこで、従来、このような問題を解決する
ために、種々の提案がなされている。

【００１０】たとえば特公昭５７ー４１９３５号公報に
は、エコー信号を増幅する可変利得増幅器の利得を任意
の方向に任意の勾配をもって変化させるような技術が開
示されている。しかし、この技術では、ＳＴＣカーブの
決定にはオペレータの操作が必ず必要であり、煩雑であ
るという問題があった。

【００１１】また、特開昭５８ー１５９７３４号公報、
特開昭６３ー２４０８４２号公報等には、オペレータの
操作を必要とせず、自動的にＳＴＣカーブを設定できる
技術が開示されている。

【００１２】特開昭５８ー１５９７３４号公報では、断
層像中に特異的な高エコーレベル部（または低エコーレ
ベル部）が存在している場合、その後方が周囲よりも暗
く（または、明るく）表示されてしまうという点を改善
しようとするものである。しかし、このような処理は次
の点で重大な問題をはらんでいる。すなわち、高エコー
レベル部はその部位の反射率が高いという現象を表して
いるに過ぎず、主に組織間の音響インピーダンスの差に
よってもたらされる。当然のことながら、反射によって
透過波が低下する傾向はあるが、前述したように、それ
は送波強度の減衰要因の一部に過ぎない。つまり組織の
性質によっては高エコーレベル部（または低エコーレベ
ル部）の後方のエコーレベルが周囲と変わらないことも
普通に見られるのである。さらに、もう一つの問題点と
しては、このような高エコーレベル部（または低エコー
レベル部）の後方のエコーの強弱が、臨床上、重要な情
報として扱われているということである。たとえば腫瘍
の良性・悪性の判別等である。したがって安易に均一性
を向上させようとするこの種の処理は、こうした重要な
情報を失わせてしまいかねない。

【００１３】また、特開昭６３ー２４０８４２号公報の
超音波診断装置では、予め１つの基準信号レベルを設
け、それと超音波走査のラスタ方向の各区間毎の平均レ
ベルとを比較をすることより、オペレータの介在なしで
最適のＳＴＣカーブを得ようとするものである。

【００１４】しかし、この超音波診断装置では、図１２
の断層像のような場合、最適なＳＴＣカーブを得ること
はできない。図１２の一点鎖線６００上の輝度分布を図
１３（ａ）に示す。図の縦軸が輝度値（エコーレベ
ル）、横軸が表示深度である。この輝度分布のＳＴＣ補
正を考えてみる。この輝度分布は送波直後からある深度
まで長いエコーフリー部６０１が続き、その後、減衰媒
質部となり，減衰媒質部中には局所的にエコーフリー部
６０２が存在する。

【００１５】特開昭６３ー２４０８４２号公報に開示さ
れた技術を用いて、このような分布を補正を試みると図
１３（ｂ）の平均レベル分布が得られる。この公報に開
示されている特異点除去の方式を応用することにより、
特異点（エコーフリー部６０２）を前後の平均レベルで
補間する処理を行うと、結果的に図１３（ｃ）に実線で
示すＳＴＣカーブ６０３が得られる。このＳＴＣカーブ
６０３で補正したエコー信号の輝度分布は、同図の破線
６０４に示す形になる。このことから明らかなように特
開昭６３ー２４０８４２号公報の方法では、長いエコー
フリー部６０１の利得を大きく設定し過ぎてしまい、実
際の生体構造を的確に表しているとは言い難い。

【００１６】また、この公報では、深度方向を複数の区
間に分割し、区間単位で特異点の除去を行っているが、
特異点の大きさが複数の分割領域にまたがった場合に
は、この方式では特異点と認識することはできない。こ
のような欠点をなくすために領域を大きくして分割すれ
ば、少ないサンプルポイントでＳＴＣカーブを決定しな
ければならず、的確なＳＴＣカーブを得ることは非常に
困難である。

【００１７】具体的には、医用超音波診断装置では産婦
人科分野での応用として、羊水中の胎児を観察する場合
が多いが、この場合、エコーの無い羊水部分（エコーフ
リー部）に続いて羊水と胎児との境界で強い反射があ
り、その後、胎児体内で減衰で生じるという複雑なエコ
ー強度分布を呈する。このような場合はこの公報に開示
された方法では、エコーフリー部に対しても平均レベル
となるような利得制御がなされてしまう。そのため本来
暗く表示されるべき羊水部分にノイズやサイドローブに
よる虚像など不要な像が表示され、診断に著しい悪影響
を及ぼしかねない。

【００１８】本発明はかかる問題点に鑑みてなされたも
ので、その目的は、超音波プローブ、診断部位、被検体
等の状態が変化した場合でも、的確なＳＴＣカーブを得
ることができ、常に最適な断層画像が得られる超音波診
断装置を提供することにある。

【００１９】

【課題を解決するための手段】本発明は、被検体内に超
音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを受
波し、エコー信号に基づく被検体の断層画像を形成する
超音波診断装置において、前記エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度ｘ付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x) の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは０となるよう
な関数ａ（f ′(x) ）（ただし、０≦ａ（f ′(x) ）≦
１）を用いて、

【００２０】

【数６】で定義されるｇ（ｄ）の値に基づいて深度ｄまたはｄ付
近におけるエコー信号の利得を制御する利得制御手段を
設けたものである。

【００２１】本発明の超音波診断装置では、被検体内に
超音波ビームを送波して、被検体からの超音波エコーを
受波する。この受波されたエコー信号に対して対数変換
処理および検波処理を施した信号V(t)が画像表示される
階調信号となる。これを図９（ａ）に表す。ここで、ｔ
は送波されてから深度ｘからのエコーが受波されるまで
の時間であるが、被検体内の音速ｃを一定と近似すれば
ｘ＝ｃ・ｔ／２が成り立つので、以降は時間ｔを深度ｘ
に変換して説明を行う。

【００２２】次に、V(x)から高周波成分を除く処理を行
い、この高周波成分が除去されたものをエコー信号強度
f(x)とする。この処理は、それぞれの深度における個々
のエコーパルスの強度の大小に依存しない、それぞれの
深度ｘの付近の平均的エコー強度を求めるために行うも
のである。具体的方法としては、エコー信号強度分布を
深度方向に平滑化する方法、エコー信号強度分布を深度
に対して周波数変換し逆変換を行う方法、および複数の
ラスタを同深度間で平均化し一つのエコー信号強度分布
とする方法の少なくとも一つを用いることで実現でき
る。図９（ｂ）の実線は平滑回路により平滑され、高周
波成分が除去されたエコー信号強度f(x)を表している。

【００２３】続いて、微分回路により、エコー信号強度
ｆ(x) を深度方向に微分してエコー強度変化f ′(x) を
得る。図９（ｃ）はこのエコー強度変化f ′(x) を表し
ている。そしてf ′(x) の入力に対し、その入力値の絶
対値の増加に伴って減少、もしくは０となるような関数
ａ(f′(x))を用いて、ａ(f′(x))・f ′(x) の演算を行
う。この演算によって変化の大きな部分が緩和または除
かれたエコー強度変化曲線が得られる。これを図９
（ｃ）の斜線部分に示す。続いて、これを積分して、

【００２４】

【数７】を出力する。図９（ｄ）はこの積分回路の出力信号３３
を表している。ｇ（ｄ）はエコー信号の急激な変化や細
かな起伏に影響されないため、ほぼ超音波の減衰の様子
を表していると言える。したがってｇ（ｄ）を補正する
形で利得制御回路によりエコー信号の利得制御を行え
ば、図９（ｅ）に実線で示すようにエコーフリー部や急
峻な変化の部分には影響することなく、減衰を補正する
ことができる

【００２５】ａ(f′(x))をより具体的に述べると、この
ａ(f′(x))は生体組織中での超音波の減衰による比較的
緩やかなエコー強度変化と、組織間の境界や質の違いに
より生ずる急激なエコー強度変化とを分離するための関
数である。通常、超音波の減衰率αは０．５〜１．５dB
/cm ・MHz 程度であるため、αth＝２dB/cm ・MHz 以上
のエコー強度変化に対して単調減少もしくは０となるよ
うな関数を設定すればよい。

【００２６】たとえば、超音波周波数ｆを５MHz とすれ
ば、

【００２７】

【数８】となるので、

【００２８】

【数９】

【００２９】

【数１０】となる。

【００３０】ａ(f′(x))を一般的にすると、f ′(x) に
ついて予め閾値ｖ_thを設定して、

【００３１】

【数１１】

【００３２】

【数１２】となるようにする。特殊な場合では、

【００３３】

【数１３】

【００３４】

【数１４】としてもよい。この場合には、処理が簡単になるという
利点がある。f ′(x) とａ(f′(x))・f ′(x) の関係を
図１０（ａ）に示す。

【００３５】複雑な生体臓器においては、羊水中の胎児
の体表や血管壁のように極端なエコー強度変化を示す部
位もあれば、肝臓内の腫瘍の場合のように中間的なエコ
ー強度変化を示す部位もある。

【００３６】図１４および図１５（ａ）は、このような
場合を表している。図中、７０１が中間的なエコー強度
変化を示す部位であり、７０２は血管のエコーフリー部
である。このような中間的エコー強度変化が閾値付近の
レベルでは、僅かなエコー強度変化がg(d)のレベルを変
動させてしまう可能性もある。たとえば、図１５（ａ）
を平滑したエコー強度信号は同図（ｂ）の実線７０５で
示されるような変化を示すが、部位７０１のエコー強度
変化が閾値よりもわずかでも小さければ、g(d)は破線７
０３に示すような変化を示し、逆にわずかでも高ければ
一点鎖線７０４に示すような変化を示す。

【００３７】これについては、ａ(f′(x))を０≦ａ(f′
(x))＜１の範囲で滑らかに変化させることにより、この
問題を解決することができる。より一般的にはf ′(x)
について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の設定値と
正の設定値との間では単調増加を、負の設定値より小さ
い場合および正の設定値より大きい場合には、単調減少
なる関係を示すようなａ(f′(x))・f ′(x) を用いれ
ば、自然な感度補正が可能になる。この場合のf ′(x)
とａ(f′(x))・f ′(x) との関係を図１０（ｂ）に示
す。

【００３８】Ｂモード型の超音波診断装置では、超音波
ビームを被検体中に走査させることで、被検体の断層像
を表示しているが、この種の装置では、腫瘍の後部（送
波ビーム進行方向）に現われる陰影や増強部が診断上重
要な意味を持つ。そのため各送受信サイクルごとに前記
の利得制御を行ってしまうと、これらの部分が識別しず
らくなることが考えられる。

【００３９】本発明の一つの態様では、前記g(x)はこの
超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに渡
って平滑するもので、これによりビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができる。特にビーム走
査全体に渡って平滑を行えば、全ての超音波ラスタにつ
いて同一の利得制御を与えることができる。

【００４０】本発明の超音波診断装置によれば、超音波
の伝搬に伴う減衰を補正する目的で行う繁雑なＳＴＣボ
リュームの操作を行うことなく、生体の部位による減衰
の違いに応じて常に適正なＳＴＣ補正を、オペレータが
介在することなく自動的に行うことができる。さらに、
断層像中の特異的に明るい部分や暗い部分、またエコー
強度変化の無い一様な部分には、必要以上に利得変化を
与えることがないため、診断に重要なエコー情報（腫瘍
の後部陰影や後部増強部等）を損うことの無い明瞭な超
音波断層像を得ることができる。

【００４１】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して詳細
に説明する。

【００４２】図１は本発明の第１の実施例に係るＢモー
ド型の超音波診断装置の構成を表すブロック図である。

【００４３】この超音波診断装置は、多数の超音波振動
素子が一定間隔で並置された構造のアレイ型の超音波プ
ローブ１００および走査回路２００を有している。送受
信回路２０１から送受信サイクル毎に発せられる駆動信
号は、走査回路２００によってこれら超音波振動素子を
選択的に励振し、生体内に超音波を送出する。生体内で
反射されたエコー信号 V（ｘ）は同一の超音波振動素子
で受波され、このエコー信号が走査回路２００を経て送
受信回路２０１に受信される。受信されたエコー信号は
フォーカス回路２０２、対数変換回路２０３、検波回路
２０４を経てアナログ信号処理を受ける。処理されたエ
コー信号は利得制御回路２０５によって感度補正された
後、第１のＡ／Ｄコンバータ２０６によってディジタル
変換される。ＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバー
タ）回路２０７では、このディジタル化されたエコー信
号をビデオ走査レイトに変換する。そしてビデオ走査レ
イトに変換されたエコー信号は、第１のＤ／Ａコンバー
タ２０８によってビデオ信号２８に変換された後、表示
器２０９で断層像として表示される。

【００４４】制御回路２１０は操作盤２１１で設定され
た内容に基づき、走査回路２００、送受信回路２０１、
ＤＳＣ回路２０７を制御するもので、送受信サイクル毎
に、駆動する超音波振動素子を順次切り換えて生体内に
超音波ビームを走査する。なお、一通りのビーム走査で
得られる画像を１フレームと言う。繰返しビーム走査を
行うことで表示器２０９上には生体の断層像を動画像と
して表示することができる。通常の超音波診断装置では
超音波の伝搬に伴って減衰を補正するため、深部のエコ
ー信号程利得を高くする制御（ＳＴＣ）を行うが、この
超音波診断装置では、利得制御回路２０５がその役割を
担っている。

【００４５】さて、以上の構成は、従来の超音波診断装
置の構成と同様である。以下、本実施例の特徴的な部分
について説明する。

【００４６】本実施例の超音波診断装置では、上記利得
制御回路２０５に加え、平滑回路３００、微分回路３１
０、閾値設定回路３２０、第１の積分回路３３０、第２
のＡ／Ｄコンバータ３４０、第２の積分回路３５０、メ
モリ３６０および第２のＤ／Ａコンバータ３７０を備え
ており、これら回路によりＳＴＣ回路４００が構成され
ている。

【００４７】このＳＴＣ回路４００は、検波回路２０４
から出力されたエコー信号２４を受けてＳＴＣ信号３７
を生成し、このＳＴＣ信号３７を利得制御回路２０５に
供給する。利得制御回路２０５ではエコー信号２４にこ
のＳＴＣ信号３７を加算した後、第１のＡ／Ｄコンバー
タ２０６に出力する。これにより生体の部位による減衰
の違いに応じて適性なＳＴＣ補正を行うものである。

【００４８】すなわち、検波回路２０４から出力された
エコー信号２４は前述のように図９（ａ）に示されるも
のであり、このエコー信号２４は利得制御回路２０５に
送られるとともに、平滑回路３００にも供給される。こ
のエコー信号２４は平滑回路３００により平滑処理がな
され、これにより高周波成分が除かれたエコー信号の強
度を表す信号３０が得られる。この信号３０はf(x)に対
応しており、図９（ｂ）の実線に示される。なお、この
平滑回路３００は図２に表すような、抵抗３０１、コン
デンサ３０２およびバッファ３０３により構成されるロ
ーパスフィルタにより実現できる。

【００４９】エコー信号の強度を表す信号３０は微分回
路３１０によって微分処理が行われる。この微分処理は
f(x)の変化を概ね表現できる程度で充分であるため、実
際上は差分処理であっても問題はない。

【００５０】図３は遅延線３１６を用いた差分検出回路
の構成を示す。この回路は、演算増幅器３１７の負側入
力端に抵抗３１１、遅延線３１６および抵抗３１２を介
して信号３０が入力されるとともに、一方正側入力端に
は抵抗３１４を介して信号３０が入力され、この正側入
力端が抵抗３１５を介して接地され、かつ演算増幅器３
１７の出力端が抵抗３１３を介して負側入力端に帰還接
続された構成となっている。この回路では、演算増幅器
３１７から平滑回路３００から出力された信号３０と、
その遅延線３１６により遅延された遅延信号３８（図９
（ｂ）に破線で示す）との差分が出力される。この出力
信号３１は微分値f ′(x) に対応しており、図９（ｃ）
に示される。

【００５１】微分回路３１０の出力信号３１は、閾値設
定回路３２０で所定の閾値と比較され、この閾値設定回
路３２０の出力信号３２が第１の積分回路３３０に入力
される。これにより図９（ｃ）中の斜線部のみが第１の
積分回路３３０で積分され、その結果図９（ｄ）に示さ
れるような出力信号３３が発生する。この信号３３は前
述のg(d)に対応している。

【００５２】図４は閾値設定回路３２０の具体的構成を
表すものである。この回路は、微分回路３１０の出力信
号３１と閾値（＋ｖ_th、−ｖ_th）とを比較するコンパレ
ータ３２５、３２６を有し、出力信号３１が正負の閾値
（＋ｖ_th、−ｖ_th）の間の信号レベルのときだけスイッ
チ３２７が閉じ、閾値設定回路３２０の出力信号３２を
通過させる。この処理は差分値の絶対値が閾値以上であ
れば０を出力し、差分値の絶対値が閾値未満であれば差
分値そのものを出力するような処理となる。

【００５３】図５は第１の積分回路３３０の具体的構成
を表すもので、信号３２が抵抗３３１を介して、正側入
力端が接地された演算増幅器３３３の負側入力端に入力
され、この演算増幅器３３３と出力端と負側入力端との
間に、積分用コンデンサ３３２およびスイッチ３３４が
並列に接続された、反転積分回路としての構成となって
いる。スイッチ３３４は、各送受信サイクルの始めに積
分用コンデンサ３３２を放電させるためのものである。

【００５４】この第１の積分回路３３０の出力信号３３
は、第２のＡ／Ｄコンバータ３４０によってディジタル
値の出力信号３４に変換された後に、第２の積分回路３
５０に入力される。第２の積分回路３５０は１フレーム
に渡って、第２のＡ／Ｄコンバータ３４０の出力信号３
４を各深度ごとに積分する役割を持ち、具体的には図６
に示すように、加算器３５１とラインメモリ３５２によ
り構成される。

【００５５】ラインメモリ３５２はＦＩＦＯ（ファース
トイン・ファーストアウト）形式のメモリであり、デー
タ（出力信号３４）の１送受信サイクル長分が記憶され
ると同時に、１送受信サイクル前のデータが記憶された
順番通りに出力される。この出力信号３２と出力信号３
４とが加算器３５１により加算され、その加算した信号
が再びラインメモリ３５２に入力される。１フレーム経
過後には出力信号３４が各深度ごとに積分されたデータ
（ＳＴＣデータ）３５が得られる。このデータ３５はメ
モリ３６０に記憶される。

【００５６】メモリ３６０に記憶されたデータ３５は、
出力信号３６として送受信サイクルごとに繰り返し出力
され、さらに第２のＤ／Ａコンバータ３７０でアナログ
信号に変換されてＳＴＣ信号３７となる。ＳＴＣ信号３
７は利得制御回路２０５に供給される。このＳＴＣ信号
３７により検波回路２０５から出力されたエコー信号２
４の利得が制御される。ここで、エコー信号２４は対数
変換回路２０３により対数変換された信号であるため、
この利得制御は検波回路２０４から出力されたエコー信
号２４とＳＴＣ信号３７を加え合わせるだけで実現でき
る。

【００５７】図７はこの利得制御回路２０５の具体的な
構成を表すものである。この利得制御回路２０５では、
それぞれ正側入力端が接地されるとともに、各出力端が
負側入力端に抵抗２２３、２２６を介して帰還接続され
た２つの演算増幅器２２０、２２１を直列接続した構成
となっている。演算増幅器２２３の負側入力端には抵抗
２２２を介して検波回路２０４から出力されたエコー信
号２４が入力されるとともに、抵抗２２４を介してＳＴ
Ｃ信号３７が入力される。演算増幅器２２０に入力した
エコー信号２４とＳＴＣ信号３７は、加算増幅された
後、さらに演算増幅器２２１により増幅されて出力され
る。

【００５８】以上の動作によって利得制御回路２０５の
出力信号２５は、図１１（ｆ）に表すように減衰が補正
された信号となる。なお、同図（ａ）のＦＲＭは超音波
画像１枚（１フレーム）を構成するのに必要なビーム走
査の周期で発生するタイミング信号を表し、また同図
（ｂ）のＳＦＴは１回の超音波送受信周期で出力される
タイミング信号を表している。１フレームはｎ本の超音
波ビームの送受信で構成されるとすれば、ＦＲＭの１周
期にはＳＦＴのｎ周期が含まれている。

【００５９】以上のＳＴＣ信号３７による補正は、エコ
ー信号２４の変化の急峻な部分では、第１の積分回路３
３０の出力信号３３が変化しないため、図９（ａ）に示
されるようなエコー信号２４の中間部分２４ａにあるよ
うなエコーフリー部に対しては深度に対する利得変化を
もたらさない。その結果、前述したようにエコーフリー
部を極端に増幅してしまうことはない。これとは反対
に、たとえば組織中に存在する腫瘍のように周囲よりも
特異的に明るく表示される部分にも、利得を極端に低下
させて周囲の組織との判別を困難にしてしまうこともな
く、常に的確なＳＴＣカーブを得ることが可能である。

【００６０】前述のエコー信号２４の緩変化を検出する
方法は、閾値設定回路３２０として図４に表す回路を用
いていることにより、微分値の絶対値が設定した閾値以
上の場合は出力値を０としたが、このエコー信号２４の
緩変化を検出する方法はこれに限ったものではない。た
とえば閾値設定回路３２０として図８に示す回路を用い
ることにより、図１０（ｂ）に示すように微分値と出力
値を対応づける方法でも効果的である。この回路は、微
分回路３１０の出力信号３１を演算増幅器４０１の負側
入力端に抵抗４０４を介して入力するとともに正側入力
端に抵抗４０６を介して入力し、この演算増幅器４０１
の出力端を抵抗４０５を介して負側入力端に帰還接続さ
せ、かつ正側入力端にダイオード４０２のアノード側お
よびダイオード４０３のカソード側を接続し、これらダ
イオード４０２、４０３により閾値±ｖ_thを設定する構
成となっている。このような構成により、微分回路３１
０の出力信号３１に対し、演算増幅器４０１の出力値が
負の閾値（−ｖ_th）と正の閾値（＋ｖ_th）との間では単
調増加を、負の閾値（−ｖ_th）より小さい場合および正
の閾値（＋ｖ_th）より大きい場合には単調減少するよう
な関係（図１０（ｂ））をもたせることができ、これに
よりより滑らかなＳＴＣ補正を実現できる。

【００６１】上記第１の実施例の超音波装置では、エコ
ー信号の強度f(x)からg(d)を得るまでの過程をアナログ
回路によって行っているが、第２の実施例として、図１
８に示すように高速なＤＳＰ（ディジタル信号処理回
路）５０５を用いることにより、検波回路２０４以降の
一連の処理をディジタル的に行う方法も可能である。

【００６２】本実施例においては、検波回路２０４まで
は第１の実施例と同様の構成であるため、以後の説明は
検波回路２０４から後の部分について説明する。

【００６３】検波回路２０４から出力される検波された
エコー信号２４はＡ／Ｄコンバータ５０１によりディジ
タル信号５１に変換される。このディジタル信号５１は
図示しない制御回路からの制御信号５０のタイミングに
したがって画像メモリ５０２に書き込まれ、断層像デー
タ（Ｖ（ｉ，ｊ））（ｉは走査線番号；１〜Ｎ，ｊは深
度方向画素番号をそれぞれ示す）として記憶されるが、
同時にメモリ５０３にも書き込まれる。このメモリ５０
３に書き込まれたエコーデータは、プログラムメモリ５
０６に書き込まれているＳＴＣカーブ算出ルーチンにし
たがってＤＳＰ５０５によりＳＴＣカーブデータ（Ｖｓ
（ｑ，ｘ））５５が算出される。算出されたＳＴＣカー
ブデータ５５はメモリ５０４に書き込まれる。ＳＴＣカ
ーブ算出ルーチンは第１の実施例で述べた処理を数値的
に行うものである。図１９にＳＴＣカーブ算出ルーチン
の一例を示す。

【００６４】このＳＴＣカーブ算出ルーチンでは、まず
メモリ５０３よりエコーデータＶ（ｉ，ｊ）の読み出し
を行い（ステップＳ１９１）、次いでこの読み出したデ
ータの平滑化処理を行い、平均値Ｆ（ｉ，ｋ）を求める
（ステップＳ１９２）。この例では、平均化処理を深度
方向に隣合うＭ画素の平均を全深度位置について行うも
ので、第１の実施例における平滑回路３００の役割と同
様である。その後、深度方向の差分処理を行い差分値Ｄ
（ｉ，ｋ）＝Ｆ（ｉ，ｋ＋１）−Ｆ（ｉ，ｋ）を求める
（ステップＳ１９３）。この処理は第１の実施例におけ
る微分回路３１０の役割と同様である。次に、この差分
値を入力として所定の変換処理を行う（ステップＳ１９
４）。この変換処理は本発明のa(f ′(x))・f ′(x) に
対応するもので、Ａ（ｉ，ｋ）＝Ａ（Ｄ（ｉ，ｋ））＝
Ａ（Ｄ（ｉ，ｋ））・Ｄ（ｉ，ｋ）のデータを出力す
る。具体的には、Ｄ（ｉ，ｋ）の値が−１０〜１０まで
の範囲を持つとした場合、プログラムメモリ５０６中の
アドレス（Ｘ１〜Ｘ２０）に図２０に表すような内容の
データ（Ａ１〜Ａ２０）が予め記憶されている。Ｄ
（ｉ，ｋ）の値（−１０〜１０）はアドレスＸ１〜Ｘ２
０に対応付けられているので、Ｄ（ｉ，ｋ）の入力値に
対応して前記変換の施された値Ａ（ｉ，ｋ）を得ること
ができる。これらの処理は、第１の実施例における閾値
設定回路３２０の役割と同様である。次に、Ａ（ｉ，
ｋ）を深度方向に積分して、積分値Ｇ（ｉ，ｋ）を求め
（（ステップＳ１９５）、さらにこの積分値の走査方向
の平滑化処理（ステップＳ１９６）を行うことによりデ
ータＶｓ（ｑ，ｘ）を求め、これをメモリ５０４へ書き
込む（ステップＳ１９７）。これらの処理は、第１の実
施例における第１の積分回路３３０および第２の積分回
路３５０の役割と同様である。

【００６５】ここで、Ｎは走査線の数、ｉ（＝１〜Ｎ）
は走査線の位置、ｊは深度方向の位置、Ｍは深度方向の
移動平均幅、Ｐは走査方向のブロック分割数、ｑ（＝
１，２，…，ｐ）はブロック番号、Ｗ＝Ｎ／Ｐをそれぞ
れ表している。

【００６６】さて、画像メモリ５０２に書き込まれた断
層像データ（Ｖ（ｉ，ｊ））５２は、制御信号５０によ
り図示してない表示器のタイミングに合わせて読み出さ
れる。同時に、メモリ５０４のＳＴＣカーブデータＶｓ
（ｑ，ｘ）も断層像データの画素と対応した関係で読み
出される。なお、このメモリ５０４から読み出されたデ
ータ５４が第１の実施例におけるＳＴＣ信号３７に相当
するものである。これら２種類のデータは加算器５０７
によって次式に示すように加算され、利得制御された断
層像データ（Ｖ_OUT（ｉ，ｊ））５７となる。

【００６７】

【数１５】

【００６８】ここで、ｑ＝１，２，３，…、ｉ＝1
〜W ，W ＋1 〜2W，2W＋1 〜3W，…、ｊ＝ｘである。

【００６９】この断層像データ５７はＤ／Ａコンバータ
２０８によりアナログ信号に変換された後、図１に示し
た表示器２０９に断層像として表示される。

【００７０】さて、第２の実施例では、操作方向をＰ分
割してそれぞれの領域ごとに利得制御を行っているが、
図１６に表すように、エコーフリー部８０１、８０２な
どの信号レベルが大きくなる領域が画像の部分によって
異なる深度に存在するような場合、図１７（ａ）〜
（ｄ）に示すように領域Ａ〜Ｄごとに異なる利得制御を
与えることができる。このため、それぞれの領域ごとに
最適なＳＴＣ補正が可能となる。さらに、各領域のＳＴ
Ｃデータについて、隣合う領域間で移動平均処理を行え
ば、画像全体に渡って滑らかで、かつ局所的にも的確な
ＳＴＣ補正を実現することができる。

【００７１】なお、本実施例では画像メモリ５０２およ
びメモリ５０３、５０４の内容が超音波ビーム走査毎に
更新されれば、表示器２０９上にリアルタイムの超音波
断層像が表示される。

【００７２】なお、ＳＴＣカーブの勾配は比較的ゆるや
かに変化するので、メモリ５０３、５０４は必ずしも画
像メモリ５０２の画素数と同数のデータ数を記憶しなく
てもよく、たとえばその１０分の１程度でも殆どの場
合、問題はない。また、ＳＴＣカーブの時間変化も比較
的ゆるやかに変化させても実用上問題がないので、ＤＳ
Ｐ５０５によるＳＴＣカーブの算出は超音波ビームの１
走査ごとに行わなくても、数秒に１回の割合でも十分で
ある。

【００７３】第２の実施例のようにディジタル処理を行
う場合には、前述の関数ａ(f′(x))をさらに複雑なもの
にすることも容易である。たとえば図１３（ｂ）に示す
関係をテーブルにし、入力値に対応する出力値をそのテ
ーブルから決定する方法や、入力値をｘ、出力値をｙと
した場合、次の数式１６または数式１７等の関係式から
出力値を決定する方法も容易に行い得る。

【００７４】

【数１６】

【００７５】

【数１７】

【００７６】第１の実施例の場合は微分値が閾値に非常
に近い場合などは、ノイズの重畳により処理結果が急に
変化することがあり得るが、テーブルや上述の関係式を
用いることにより、より自然なＳＴＣカーブを得ること
ができる。

【００７７】以上、本発明をＢモード型超音波診断装置
に応用した場合について説明したが本発明の応用はこれ
に限られるものではなく、Ａモード型超音波診断装置や
２次元的に超音波ビーム走査を行い、３次元の断層像を
得るような超音波診断装置にも応用可能でなることは言
うまでもない。さらに、医療用に限らず同様な原理で超
音波断層像を得る工業用非破壊検査装置への応用も可能
である。

【００７８】

【発明の効果】以上説明したように請求項１ないし５記
載の超音波診断装置によれば、エコー信号に対して、対
数変換処理および検波処理を施して得られる深度ｘ付近
のエコー信号強度をf(x)とし、その深度方向の微分値を
f ′(x) とした場合、f ′(x)の入力に対し、その入力
値の絶対値の増加に伴って減少、もしくは０となるよう
な関数ａ（f ′(x) ）（ただし、０≦ａ（f ′(x) ）≦
１）を用いて、

【００７９】

【数１８】

【００８０】で定義されるg(d)の値に基づいて深度ｄま
たはｄ付近におけるエコー信号の利得を制御するように
したので、生体の部位による減衰の違いに応じて常に適
正なＳＴＣ補正を自動的に行うことができる。したがっ
て、従来のような繁雑なＳＴＣボリュームの操作やオペ
レータの介在が不要となる。また、断層像中の特異的に
明るい部分や暗い部分、またエコー強度変化の無い一様
な部分には必要以上に利得変化を与えることがないた
め、診断に重要なエコー情報（腫瘍の後部陰影や後部増
強部等）を損なうことの無い明瞭な超音波診断装置を得
ることができる。

【００８１】特に、請求項２記載の超音波診断装置によ
れば、被積分関数a(f ′(x))・f ′(x) を、あらかじめ
f ′(x) について正負の設定値を設け、f ′(x) が負の
設定値と正の設定値との間では単調増加を、負の設定値
より小さい場合および正の設定値より大きい場合には単
調減少なる関係を示す出力値を出力するように構成した
ので、中間的なエコー分布を示す断層像の場合でも自然
な状態でＳＴＣ補正を行うことができる。

【００８２】また請求項４記載の超音波診断装置によれ
ば、関数a(f ′(x))を、

【００８３】

【数１９】

【００８４】

【数２０】となる値を出力する関数としたので、請求項３記載の超
音波診断装置に比べて、処理が簡単になるという効果が
ある。

【００８５】また請求項５記載の超音波診断装置によれ
ば、超音波ビームを被検体中に走査させ、前記g(d)をこ
の超音波ビームの走査で得られた複数のエコーラインに
渡って平滑するようにしたので、ビーム走査方向に対す
る利得の変化を小さくすることができ、全ての超音波ラ
スタについて同一の利得制御を与えることができる。

【００８６】また、請求項６および７記載の超音波診断
装置によれば、微分値f ′(x) を得るにあたり、エコー
信号強度分布から高周波成分を除去するようにしたの
で、各深度における個々のエコーパルスの強度の大小に
依存しない平均的エコー強度を求めることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例に係る超音波診断装置の
回路構成を表すブロック図である。

【図２】図１の超音波診断装置に用いられる平滑回路の
回路構成図である。

【図３】図１の超音波診断装置に用いられる微分回路の
回路構成図である。

【図４】図１の超音波診断装置に用いられる閾値設定回
路の回路構成図である。

【図５】図１の超音波診断装置に用いられる第１の積分
回路の回路構成図である。

【図６】図１の超音波診断装置に用いられる第２の積分
回路の回路構成図である。

【図７】図１の超音波診断装置に用いられる利得制御回
路の回路構成図である。

【図８】図１の超音波診断装置に用いられる閾値設定回
路の他の構成を表す回路構成図である。

【図９】図１の超音波診断装置の各部の出力を表す波形
図である。

【図１０】ｆ′(x) と被積分関数ａ（ｆ′(x) ）・ｆ′
(x) との関係を表す図である。

【図１１】図１の超音波診断装置の各部の出力を表す波
形図である。

【図１２】従来の超音波診断装置の問題点を説明するた
めの断層像を表す図である。

【図１３】図１２の断層像から得られるエコー信号の特
性を説明するための図である。

【図１４】中間的なエコー強度分布を示す断層像の例を
表す図である。

【図１５】図１４の断層像から得られるエコー信号の特
性を説明するための図である。

【図１６】信号レベルが大きな領域が画像の部分によっ
て異なる深度に存在する断層像の例を表す図である。

【図１７】図１６の断層像の各領域毎の利得制御状態を
表す図である。

【図１８】本発明の第２の実施例に係る超音波診断装置
の要部の構成を表すブロック図である。

【図１９】図１８のプログラムメモリに書き込まれるＳ
ＴＣカーブ算出ルーチンを表す流れ図である。

【図２０】図１８のプログラムメモリ中の各アドレスに
記憶されたデータを表す図である。

【符号の説明】

１００超音波プローブ２００走査回路２０４検波回路２０５利得制御回路３００平滑回路３１０微分回路３２０閾値設定回路３３０第１の積分回路３４０第１のＡ／Ｄコンバータ３５０第２の積分回路３６０メモリ３７０第２のＡ／Ｄコンバータ４００ＳＴＣ回路

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体内に超音波ビームを送波して、被
検体からの超音波エコーを受波し、エコー信号に基づく
被検体の断層画像を形成する超音波診断装置において、前記エコー信号に対して、対数変換処理および検波処理
を施して得られる深度ｘ付近のエコー信号強度をｆ
（ｘ）とし、その深度方向の微分値をｆ´（ｘ）とした
場合、ｆ´（ｘ）の入力に対し、その入力値の絶対値の
増加に伴って減少、もしくは０となるような関数ａ（ｆ
´（ｘ））（ただし、０≦ａ（ｆ´（ｘ））≦１）を用
いて、【数１】で定義されるｇ（ｄ）の値に基づいて深度ｄまたはｄ付
近におけるエコー信号の利得を制御する利得制御手段を
備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】前記被積分関数a(f ′(x))・f ′(x)
は、あらかじめf ′(x) について正負の設定値を設け、
f ′(x) が負の設定値と正の設定値との間では単調増加
を、負の設定値より小さい場合および正の設定値より大
きい場合には単調減少なる関係を示す出力値を出力する
ことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
【請求項３】前記関数a(f ′(x))は、設定値として閾
値ｖ_thとした場合、【数２】【数３】となる値を出力することを特徴とする請求項２記載の超
音波診断装置。
【請求項４】前記関数a(f ′(x))は、【数４】【数５】なる値を出力することを特徴とする請求項３記載の超音
波診断装置。
【請求項５】前記超音波ビームを被検体中に走査さ
せ、前記g(d)はこの超音波ビームの走査で得られた複数
のエコーラインに渡って平滑されることを特徴とする請
求項１〜４のいずれか１に記載の超音波診断装置。
【請求項６】前記微分値f ′(x) を得るにあたり、エ
コー信号強度分布から高周波成分を除去することを特徴
とする請求項１ないし５のいずれか１に記載の超音波診
断装置。
【請求項７】前記高周波成分除去手段は、エコー信号
強度分布を深度方向に平滑化する方法、エコー信号強度
分布を深度に対して周波数変換し低周波成分を強調し逆
変換を行う方法、および複数のラスタを同深度間で平均
化し一つのエコー信号強度分布とする方法の少なくとも
一つを用いることを特徴とする請求項６記載の超音波診
断装置。