JPH01155831A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、生体組織における超音波減衰を反映した映像
および評価値を与えるに好適な超音波診断装置に関する
。

〔従来の技術〕

生体の各組織固有の超音波減衰特性を弁別して各組織の
病態と減衰特性との間の相関関係を求め、これにより超
音波診断装置の診断機能を高めようとする試みが盛んに
行なわれている。多くの場合、生体組織の減衰特性は、
反射ＲＦパルス信号のスペクトラムの中心周波数が深部
反射はど低周波数領域に偏移する現象を利用している８ かかる中心周波数の推定法の１つとして零交叉法による
超音波パワスペクトラムの中心周波数推定がある。これ
に関しては、Ｓ、Ｗ、フラックス等による「超音波にお
けるスペクトラム特性と減衰特性」ウルトラソニック　
イメージング（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｉｍａｇｉｎｇ
）　、第５巻、第９５−１１６頁（１９８３））に詳細
に記載されている。この方法は、生体組織中の超音波パ
ルスのパワスペクトラムをガウス分布と近似し、伝播に
伴う超音波の減衰が周波数に比例するとした場合、単位
時間当りの零交叉数λが上記スペクトラムの中心周波数
に大略比例するこ、とを利用するものである。

即ち、入射超音波のパワスペクトラムＳｏ　（４）を。

５ｏ（ｆ　）　＝　ｃ　ｅ−″（／−１０）”／２　ａ
　”　　　、、、（１）とおくと、生体内をＱだけ伝播
後のパワスペクトラム５（ｆ）は、αの組織の減衰定数
として。

ＳＣｆ’）＝。。−・ｆ鳳、−（／−／・）′１２・”
　　、（２）と変化する０式（２）は。

と書き換えられ、ｆｃ＝ｉｏ−αＱσ２となる。つまり
、減衰により、超音波パルスのパワスペクトラムの中心
周波数はαａσ２だけより低周波数側に偏移するのであ
る。他方、零交叉の単位時間あたりの頻度λは、 λ＝　２　［ｆ　ｃ”＋　ｔｙ　”）”　　　　　　−
（３）で与えられるが、通常、ｆｃ）σであるから、λ
”＝２Ｊｃ＝２Ｃｆｏ−ａＥｌ　ａ”）　　　　−（４
）と表わされる。

従って、零交叉法による生体組織の減衰特性の推定には
、受信ＲＦ信号の零交叉頻度λの体内深度Ｑ依存性を求
め、その勾配から減衰定数αを求めるのである。即ち、
第２図に示す如く、受信ＲＦ信号波形から、一定の時間
窓幅（図中ａで示す）内の波形を切り出し、その時間幅
での零交叉数を推定中心周波数とみなし、かかる手順を
時間幅を少しづつ深部方向へずらせながら（図中す。

Ｃなど）繰り返すのである。

〔発明が解決しようとする問題点〕

かかる中心周波数の推定の為の解析においては。

推定値の統計的変動が少なく、推定値ができるだけ小領
域を代表すること（推定の空間分解能）が望ましい。し
かし、この両者は相反する。

推定値の統計的変動は一般に推定に用いるデータの個数
の平方根に反比例するのに対し、データの個数の増加は
推定空間分解能を劣化させるからである。実際、上記の
中心周波数の推定では、データの個数も分解能も上記時
間窓幅に比例する。

例えば３　、５　Ｍ　Ｈｚ　　の超音波の場合、３μｓ
。

２０μｓの時間幅はデータ数即ち零交叉数ではそれぞれ
２１，１４０点に対応し、その場合の空間分解能はそれ
ぞれ〜２ｍｍ、〜１５醜鵬に相当する。

従来は、同一ビームを多数回送受信して、解析結果を加
算したり１画像フレーム間で加算したりしていた。しか
し、か牟る加算操作は、減衰特性の２次元分布を得る撮
像速度の低下をまねき、心臓の心筋など激しく運動して
いる対象に対して減衰特性を得ることは極めて困難であ
る。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的は
、減衰特性の解析・撮像時間を増大させることなく、解
析対象となるＲＦ信号データを増大せしめ、解析結果の
Ｓ／Ｎの向上と統計的変動の低減を可能とする手段を提
供することにある。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明の上記目的は、アレイ型超音波探触子を用いて超
音波パルスを生体内に送信し、その反射超音波を受信・
処理してエコー強度分布像を得る超音波診断装置におい
て、各アレイ素子探触子からの受信信号に対して個別に
中心周波数推定する手段群と各推定結果間に加算などの
論理演算を設けたことを特徴とする超音波診断装置によ
って達成される。

〔作用〕

即ち、例えば、３２Ｃ：Ｈの送受信を行なう超音波診断
装置において、従来は３２ＣＨの受信信号を整相加算後
、上記周波数推定を行なっていたが、本発明では、４８
ＣＨの受信信号それぞれに対して個別に周波数推定を行
ない、その結果得られる４８ＣＨ分の推定値を描画・計
測に用いる。

かくすれば、受信整相がない為、方位分解能が、劣化す
るものの、推定に用いるデータ量は大幅に増加し、しか
も並設された周波数推定手段を用いることにより解析時
間幅は充分に短く設定できる。

たとえば、３　、５　Ｍ　Ｈｚ　　の超音波を用いた場
合、計数時間幅３μｓに対し、従来例では、零交叉頻度
は２１回であるのに対し、本発明では、受信回路群のチ
ャンネル数を４８（＝Ｍ）とすると、零交叉数は１００
８回にもおよび、充分な統計的変動の低減とＳ／Ｎの改
善が図れるからである。逆にもし、従来例で本発明と同
一の１００８回の零交叉数を得ようとすると、１４４μ
Ｓ（１０８ｍｍ分解能に対応）の計数時間幅か３μｓの
計数を４８回繰り返す必要があり、対象が心臓のように
激しく動いている場合は側底適用できない事は明らかで
あろう。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。

第１図は前記発明の一実施例を示す超音波診断装置の主
要部のブロック図である。図において、１は複数の超音
波振動子を並設して構成される超音波送受信用のアレイ
型配列探触子、２は送受信口径の選択および送受信に伴
なう信号の流れを変える送受信切換器、３は送信口径の
各アレイ振動子を健振駆動するための送信駆動回路、４
は受信口径として選択された各振動子からの受信信号を
増幅し、ビーム形成のための遅延を施す回路群、５は上
記回路群の各出力を加算する加算器、６は検波回路、７
はＦＴＣ（ファスト　タイム　コントラスト：　Ｆａｓ
ｔ　Ｔｉｎｇｅ　Ｃｏｎｔｒａｓｔ）などの信号処理回
路を示している。又、８はアナログ・マルチプレクサか
ら構成される信号選択回路、９はＡＤ変換器、１０は従
来のＢモード像や減衰情報などを格納・記憶するための
画像メモリ、１２は画像メモリの内容を表示するＣＲＴ
などの画像表示装置、そして１１は上記各回路を制御す
る処理制御部、２０は後述する零交叉検出回路群、２１
は零交叉検出回路の出力群の加策回路を示している６本
実施例の特徴は、上記信号選択回路８、零交叉検出回路
群２０および加算器２１を設けた点にある。

以上の如く構成された本実施例の超音波診断装置におい
て、信号選択回路８が信号処理回路７の出力ビデオ信号
を選択する場合には、通常の診断装置と同様に、生体内
からの反射超音波の強度に係わるＢモード像が画像表示
装置１２に表示される。

次に信号選択回路８が上記加算器２１の出力を選択する
場合の動作を以下第３図の信号図および第４図の詳細ブ
ロック図に基づいて説明する。

処理制御部１１からの送信制御信号（第３図（ａ））に
従って、送信駆動回路３により励振されることにより、
アレイ型配列探触子１は生体内に超音波ビームを放射し
、体内からの超音波反射信号は該探触子の各アレイ振動
子で受信され受信回路４で増幅、ビーム形成のための遅
延制御が施される（第３図（ｂ））。受信回路群４の各
出力＃１．・・・・・・、＃Ｎは適宜帯域制限された後
、零交叉検出器群２０−１．２０−２．　・−・−，２
０−Ｎにそれぞれ印加される。各零交叉検出器は、アナ
ログコンパレータとイベントカウンタより構成される。

印加ＲＦ倍信号まずアナログコンパレータによりパルス
列に変換され、このパルス列は、イベントカウンタによ
り制御部１１より供給される計数幅信号（第３図（Ｃ）
、第４図ａ）毎に計数される。イベントカウンタは計数
幅信号の始めの時刻でリセットされ、計数幅信号の終り
の時刻での計数値は、他の零交叉検出器の計数値ととも
にディジタル加算器２１ａで加算後ＤＡ変換器２１ｂで
アナログ信号に変換される（第３図（ｄ））。

この出力は、サンプル・ホールド回路２１ｃにより計数
幅信号の終りの時刻で標本化され次の終りの時刻まで保
持される（第３図（ｅ））。

この出力は、信号選択回路８で選択され、信号処理回路
７の出力と同様にして、画像表示装置１２に表示される
のである。上記実施例では、説明の都合上、計数時間幅
を送信繰り返し時間幅の１／３として説明したが、例え
ば送信繰り返し時間幅２００ＩＬｓに対し、計数時間幅
は３μＳとして良好な結果が得られており、これに限る
ものではない。

なお、本実施例では、従来のＢモード像と減衰分析像と
を信号選択回路の切換えで個別に表示しているが、２つ
のＣＲＴに並列に表示しても、又、一つのＣＲＴにＢモ
ード像は白黒濃淡像として、減衰像はカラー像として両
者を重畳表示してもよい。又、上記実施例においては、
中心周波数の推定法として零交叉法を用いているが、他
の推定法例えばフーリエ変換を用いてパワスペクトラム
のピーク周波数を用いる場合にも、本発明の趣旨である
解析時間幅を広げることなく対象データを増加せしめ、
推定値の統計的変動を大幅に低減することができる。そ
の場合、零交叉数検出器２０の代りに各ＣＨのＲＦ受信
信号を高速Ａ／Ｄ変換してメモリに格納、これをマイク
ロコンピュータによってソフトウェア的に推定する手段
としてもよい。

最後に、本発明において、各ＣＨの並列推定値群と従来
の受信整相後の推定操作結果との論理演算例えば重み付
は加算を行なうと、本発明の趣旨を損なうことなく、方
位分解能の劣化を低減できることも併せて見出している
。

〔発明の効果〕

以上述べた如く１本発明によれば、超音波診断装置にお
いて、アレイ型超音波探触子の各受信信号毎に中心周波
数推定手段を設け、各推定値間の論理演算結果をもって
推定値とすることにより。

撮像・計測速度を劣化することなく所要の対象データ量
と空間分間能を実現し、統計的変動の少ない推定を可能
にするものであり、減衰測定など超音波定量診断機器に
顕著に効果を奏するものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示す超音波診断装置のブロ
ック図、第２図は零交叉法による減衰測定の原理説明図
、第３図は第１図に示す実施例における信号のタイムチ
ャート、第４図は第１図に示す実施例における零交叉検
出部のブロック図である。 ２０−１．２０−２．・・・・・・、２０−Ｍ・・・零
交叉数検出器群、２１ａ・・・ディジタル加算器、２１
ｂ。 弄２図 メ：＊褒係教、 課滲

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、超音波パルスを生体内に送信し、その反射波を受信
   ・処理してエコー分布像を得る超音波診断装置において
   、受信整相後に特徴抽出手段を有するとともに各受信信
   号個別に特徴抽出手段を具備し、その抽出出力群と前記
   抽出出力との間の論理演算手段を具備することを特徴と
   する超音波診断装置。 ２、特徴抽出手段として、零交叉数検出器を有してなる
   特許請求の範囲第１項記載の超音波診断装置。