JP4334982B2

JP4334982B2 - Ａｄ変換回路

Info

Publication number: JP4334982B2
Application number: JP2003390997A
Authority: JP
Inventors: 誠二竹内
Original assignee: Asahi Kasei EMD Corp
Current assignee: Asahi Kasei EMD Corp
Priority date: 2003-11-20
Filing date: 2003-11-20
Publication date: 2009-09-30
Anticipated expiration: 2023-11-20
Also published as: JP2005152032A

Description

本発明はＡＤ変換回路に関し、特に超音波診断装置における受波信号をディジタルデータに変換するためのＡＤ変換回路に関する。

一般的な超音波診断装置について、図４を参照して説明する。同図に示されている超音波診断装置は、非特許文献１に開示されている。同図に示されている超音波診断装置において、送信器２０から出力されるパルス波は、探触子１０を介して診断対象に向けて送出される。診断対象からのエコー信号は、同じ探触子１０によって受信され、受信器３０に入力される。受信器３０では、受信信号が増幅され、検波器４０に送られる。検波器４０では受信信号についてアナログ信号からディジタル信号への変換が行われる。探触子１０には送受波素子が複数含まれており、各送受波素子の受信信号がそれぞれディジタル信号に変換される。

検波器４０から出力されるディジタル信号は、ラインメモリ５０に記憶される。ラインメモリ５０に記憶されたデータは、読出されてスキャンコンバージョンメモリ６０に記憶され、それが読出されてディスプレイ画面７０等に表示される。
ところで、非特許文献１に記載されているように、人間の視覚能力は表示画面上でせいぜい１６階調から３２階調の識別能力であり、そのダイナミックレンジは２４ｄＢ〜３０ｄＢ程度に相当する。このダイナミックレンジは、超音波エコー信号のダイナミックレンジよりも極めて小さい。このため、超音波診断装置においては、広いダイナミックレンジのエコー情報を圧縮し、狭い視覚のダイナミックレンジ内で表示する、対数圧縮が行われることが多い。

この対数圧縮について図５を参照して説明する。同図に示されているように、７０ｄＢの振幅範囲を有する大小のエコー信号Ｓｅがあると仮定する。初期の頃の超音波診断装置では、線形の表示系を採用していたため、同図（ａ）に示されているように、大きなエコーの画像を見ているときは、小さな強度の画像を同時に見ることはできなかった。また、逆に、同図（ｂ）に示されているように、弱いエコーを見ようとすると、強いエコー群はみな飽和してしまい、それらの違いは判別できなかった。
そこで、同時にこれらを観察するために、エコー信号を対数的に圧縮する手法が考案された。この手法を採用すれば、同図（ｃ）に示されているように、小さなエコーも大きなエコー同士も同時にかつ表示画面上で飽和することなく観察することができる。

しかし、たとえ対数圧縮を行ったとしても、探触子から近距離と遠距離では、画像の明るさがかなり異なる。これは、超音波が、診断対象内で減衰するためである。このため、ＳＴＣ（ＳｅｎｓｉｔｉｖｅＴｉｍｅＣｏｎｔｒｏｌ）という処理を行うのが一般的である。この処理はエコーの返ってくる時間に合わせて、図６に示されているように、受信器のアンプの増幅率（ｇａｉｎ）を変化させることで、減衰を補正するものである。近いところからの信号は、その振幅がもともと大きいのであまり増幅する必要がない。しかし、深いところからのエコーになるに従って、振幅が小さくなる。そこで、深い位置でより増幅率を上げ、画像の明るさを補正する。診断対象により、この減衰の仕方は大きく異なるので、診断装置では、検査者がつまみ等でこのＳＴＣのカーブを自由に変えることができるようになっている。その場合、同図（ａ）に示されているように、つまみＴを調整することにより、同図（ｂ）に示されているように、探触子から診断対象までの距離に応じて増幅率を変化させる。このＳＴＣ処理を行うことにより、画面全体で一様な明るさの画像を得ることができる。

ところで、ＳＴＣ処理において増幅率を設定するための技術が特許文献１に記載されている。これを利用すれば、診断者が手動でつまみを調整することにより、探触子から診断対象までの距離に応じた最適な増幅率を設定することができる。
特開平９−１９２１３３号公報伊東正安、望月剛共著「超音波診断装置」コロナ社２００２年８月、ｐ．８３〜８９

超音波診断装置において診断対象に向けて送出されてエコーとして受波される超音波信号は、体内音響インピーダンスの影響で、伝搬距離に応じて減衰量が大きい。このため、上述したように、探触子から診断対象までの距離に応じて増幅率を精度良く制御する必要がある。しかしながら、上述した従来技術では、診断者が手動でつまみを調整することになり、増幅率を精度良く制御することは困難である。また、良好な画像を得るには、増幅率そのものを精度良く制御するのはもちろん、探触子を構成する複数の送受波素子それぞれによって得られるディジタルデータ、すなわちチャンネル間のばらつきの影響を無視することはできない。このため、良好な画像を得るために、探触子を構成する複数の送受波素子それぞれの特性を考慮して増幅率を精度良く制御する必要がある。
本発明は上述した従来技術の問題点を解決するためになされたものであり、その目的は増幅率を精度良く制御する機能を有するＡＤ変換回路を提供することである。

本発明の請求項１によるＡＤ変換回路は、探触子の励起パルスの繰返し周期毎に該探触子によって診断対象から受波した受波信号をディジタル信号に変換するＡＤ変換回路であって、前記励起パルスの繰返し周期に応じた繰返し周期を有するサンプリング信号を生成する周波数シンセサイザと、前記周波数シンセサイザによって生成されるサンプリング信号に応じてカウント動作を行うと共に、前記励起パルスの繰返し周期でカウンタ値がリセットされるカウンタと、前記カウンタのカウント値によって増幅率が制御され前記受波信号を増幅する増幅器と、前記サンプリング信号の遷移タイミングで前記増幅器の出力をディジタル信号に変換するＡＤ変換部と、を含むことを特徴とする。このような構成によれば、診断対象から受波した受波信号についての増幅率を自在にかつ精度良く制御させることができる。

本発明の請求項２によるＡＤ変換回路は、請求項２において、前記カウンタの出力を読出しアドレスとし、所望の増幅特性に対応するデータが記憶されたメモリを更に含み、前記カウント値の代わりに前記メモリから読出されるデータによって前記増幅器の増幅率を制御するようにしたことを特徴とする。このような構成によれば、受波信号についての増幅率を自在に変化させて、所望の増幅特性を実現できる。

本発明によれば、受波信号についての増幅率を精度良く制御できるので、超音波診断装置において、良好な画像を得ることができる。また、カウント値を読出しアドレスとするメモリを追加することにより、受波信号についての増幅率を自在に変化させて所望の増幅特性を実現でき、より良好な画像を得ることができる。

以下、本発明の実施の一形態について、図面を参照して説明する。なお、以下の説明において参照する図面においては、他の図面と同等部分については同一符号が付されている。
図１において、本発明の実施の一形態によるＡＤ変換回路は、励起パルス１００によって振動して診断対象に音波を出力すると共に診断対象からのエコーを受波する探触子を構成する送受波素子１０ａと、励起パルス１００を入力とし、それよりも高い周波数を有するクロックＡＤＣＫを出力する周波数シンセサイザ１１と、この周波数シンセサイザ１１から出力されるクロックＡＤＣＫによってカウント動作を行うカウンタ１２と、このカウンタ１２のカウント値を制御入力とするプログラマブルゲインアンプ（以下、ＰＧＡと略称する）１３と、クロックＡＤＣＫをサンプリング信号とし、その遷移タイミングでＡＤ変換処理を行うＡＤ変換部（Ａ／Ｄ）１４とを含んで構成されている。カウンタ１２は、励起パルス同士の間において、クロックＡＤＣＫによってカウント動作を行う。ＰＧＡ１３は、カウンタ１２のカウント値によって増幅率が制御され、送受波素子１０ａによって受波した信号を増幅する。ＰＧＡ１３において増幅された信号は、ＡＤ変換部１４において、クロックＡＤＣＫの遷移タイミングでＡＤ変換処理される。ＡＤ変換部１４によるＡＤ変換処理の結果は、ディジタル出力Ｄｏｕｔとなり、後段に入力される。

カウンタ１２は、外部から入力されるカウンタ設定信号ＣＯＮＴによってカウント値が設定される。また、カウンタ１２は、励起パルス１００の遷移タイミングで、そのカウント値がリセットされる。
励起パルス１００は、図２に示されているような波形であり、一定の周期ＴＳでバースト状に送受波素子１０ａが励起される。送受波素子１０ａが励起されると、同図に示されているような音波出力２００が送受波素子１０ａから診断対象に向けて送出されることになる。

また、周波数シンセサイザ１１から出力されるクロックＡＤＣＫの周期は、励起パルス１００の繰返し周期よりも速いものである。例えば、励起パルス１００の繰返し周期を５０ＫＨｚとし、クロックＡＤＣＫの繰返し周期はそれを１０００倍にした５０ＭＨｚとする。この場合、繰返し周期５０ＫＨｚのパルス同士の期間において、ＰＧＡ１３の増幅率を制御することになる。そして、この５０ＫＨｚのパルスを周波数シンセサイザにおいて１０００倍にした５０ＭＨｚのパルスでカウンタ１２とＡＤ変換部１４を動作させる。カウンタ１２のカウント値をＰＧＡ１３の制御用データとする。

以上のような構成において、送受波素子１０ａは励起パルス１００に応じて診断対象に向けて周期的に音波出力を送出し、診断対象からのエコーが受信信号として送受波素子１０ａに入力される。その受信信号が入力されるＰＧＡ１３の増幅率は、励起パルス１００を周波数シンセサイザ１１で逓倍したクロックＡＤＣＫによってカウント動作するカウンタ１２のカウント値によって制御される。ＰＧＡ１３から出力される信号は、ＡＤ変換部１４においてクロックＡＤＣＫの遷移タイミングでＡＤ変換処理され、ディジタル出力Ｄｏｕｔとして送出される。

先述したように、超音波診断装置では、複数の送受波素子１０ａによって探触子を構成するのが一般的である。複数の送受波素子１０ａそれぞれに対応して上記のようにＰＧＡ１３やＡＤ変換部１４を設けることにより、各ＰＧＡの増幅率を独立に制御することができる。ＡＤ変換のためのクロックＡＤＣＫ自体を各ＰＧＡに分配することも考えられるが、そのように分配すると信号線の遅延により、チャンネル間のばらつきの影響が問題となる場合がある。本発明ではクロックＡＤＣＫ自体を各ＰＧＡに分配するのではなくそれよりも繰返し周期の遅い励起パルスを分配し、その励起パルスを逓倍してクロックＡＤＣＫを生成し、カウンタ１２とＰＧＡ１３とに入力するので、カウンタ１２の設定により、チャンネル間のばらつきを最小限に抑えることができる。

なお、図３に示されているように、カウンタ１２とＰＧＡ１３との間にメモリ１５を設けても良い。このメモリ１５には、ＰＧＡ１３の増幅率を制御するためのデータを予め記憶しておく。この場合、カウンタ１２のカウント値でＰＧＡ１３を制御する代わりに、カウント値をアドレスとして用いてメモリ１５からデータを読出せば、そのデータに応じてＰＧＡ１３の増幅率を制御することができる。カウント値をアドレスの一部として用いてメモリ１５からデータを読出しても良い。
以上のように構成すれば、ＰＧＡ１３では、メモリ１５に予め記憶しておいたデータに対応する増幅特性を、実現することができる。

超音波診断装置において本発明を利用すれば、受波信号についての増幅率を精度良く制御できるので、良好な画像を得ることができる。

本発明の実施の一形態によるＡＤ変換回路の構成を示す図である。励起パルスの波形の例を示す図である。図３の構成にメモリを追加した場合の構成例を示す図である。一般的な超音波診断装置の構成を示す図である。対数圧縮の原理を示す図である。ＳＴＣ処理を示す図である。

符号の説明

１０探触子
１０ａ送受波素子
１１周波数シンセサイザ
１２カウンタ
１３プログラマブルゲインアンプ
１４ＡＤ変換部
１５メモリ
２０送信器
３０受信器
４０検波器
５０ラインメモリ
６０スキャンコンバージョンメモリ
７０ディスプレイ画面
１００励起パルス
２００音波出力
ＡＤＣＫクロック
ＣＯＮＴカウンタ設定信号
Ｄｏｕｔディジタル出力
Ｓｅエコー信号

Claims

探触子の励起パルスの繰返し周期毎に該探触子によって診断対象から受波した受波信号をディジタル信号に変換するＡＤ変換回路であって、
前記励起パルスの繰返し周期に応じた繰返し周期を有するサンプリング信号を生成する周波数シンセサイザと、
前記周波数シンセサイザによって生成されるサンプリング信号に応じてカウント動作を行うと共に、前記励起パルスの繰返し周期でカウンタ値がリセットされるカウンタと、
前記カウンタのカウント値によって増幅率が制御され前記受波信号を増幅する増幅器と、
前記サンプリング信号の遷移タイミングで前記増幅器の出力をディジタル信号に変換するＡＤ変換部と
を含むことを特徴とするＡＤ変換回路。
前記カウンタの出力を読出しアドレスとし、所望の増幅特性に対応するデータが記憶されたメモリを更に含み、前記カウント値の代わりに前記メモリから読出されるデータによって前記増幅器の増幅率を制御するようにしたことを特徴とする請求項１記載のＡＤ変換回路。