JPH02237550A

JPH02237550A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPH02237550A
Application number: JP1056104A
Authority: JP
Inventors: Kinya Takamizawa; 高見沢　欣也
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1989-03-10
Filing date: 1989-03-10
Publication date: 1990-09-20
Anticipated expiration: 2013-06-04
Also published as: JP2760550B2

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】［発明の口的コ（産業上の利用分野）この発明は超音波を用いて生体の断層像を得る超音波診
断装置に係り、特に超音波断層法とドップラ法とをほぼ
同時に実施する形の超音波診断装置に関するものである
。

（従来の技術）超音波パルスを生体内に放射し、各組織からの反射波に
より生体情報を得る超音波診断法はＸ線のような照射障
害がなく、しかも造影剤なしで軟部組織の診断ができし
かもリアルタイム画像が容易に得られる利点をもってい
る。超音波診断法においては生体内の反射強度を画像化
するＢモード法（いわゆる超音波断層法）とドップラ効
果を利用して血流の速度や方向を計測するドップラ法が
知られているが、後者においては近年とくに血流速度の
２次元表示法（血流イメージング法）が開発され、この
方法は前記Ｂモード法とともに臨床の場で広く用いられ
ている。

血流イメージング法による診断では、まずＢモード画像
によって心臓や血管の観測断面の位置決めをおこなった
後に同一の断面内を走査して得られるドップラ信号を検
出し血流の方向と速度を測定する。すなわちＢモード像
と血流イメージングはほぼ同時に得・ることか望ましく
、そのために同一の超音波ブローブと同一の送受信回路
を用いて計測をおこなっている。

ところで断層像を表示する場合には画像の分解能を上げ
るためにビーム幅を細くすることが要求される。しかし
ながらこの要求に応じてビーム幅を細くすると、サイド
ローブが発生されることから血流イメージングではその
サイドローブによって生ずる血管壁や心臓壁のアーチフ
ァクトの低減が重要となる。なぜならばドップラ信号を
得る血球からの反射波の強度は極めて弱いため前記アー
チファクトが血球からの反射信号に混入した場合にはド
ップラ信号を得ることが困難となるためである。

以上述べたようにＢモード法と血流イメージング法に用
いられる最適ビーム形状は異なるにもかかわらず各々の
表示モードでのビーム形状の最適化は従来はかられてい
なかった。

（発明が解決しようとする課題）従来の超音波診断装置ではＢモード法と血流イメージン
グ法における超音波ビーム形状の最適条件は異なるにも
かかわらず、同一のビーム形状で各々の走査がおこなわ
れていたため、Ｂモード像あるいは血流イメージのいず
れかにおいて画質が劣化していた。

この発明は、上記の課題に鑑みてなされたもので、その
目的とするところは、Ｂモード法及び血流イメージング
法のいずれが実施される場合でも、それぞれに対応する
最適条件の超音波ビーム形状が選択されて使用される超
音波診断装置を提供するにある。

【発明の構成］（課題を解決するための手段）この発明は、上記目的を達成するために、超音波を送受
信するための配列形超音波振動子と、これらの振動子を
駆動するための送信回路と、前記振動子によって得られ
た信号を受信する受信回路と、それらの受信信号に所定
の遅延時間を与えた後加算する手段と、その加算信号の
振幅及びドップラ信号を検出する手段と、それらの検出
された信号を基にして断層像及び血流データをそれぞれ
表示する手段を備えた超音波診断装置において、前記送
信回路と前記受信回路のいずれか一方あるいは両方にお
いて対応する回路の利得を電子的に制御する手段を備え
ることによって、前記断層像表示と前記血流データ表示
とにおいてそれぞれの送信指向特性と受信指向特性との
いずれか一方あるいは両方を異にすることを特徴とした
ものである。

（作用）このように構成されていれば、前記送信回路と前記受信
回路のいずれか一方あるいは両方において、Ｂモード法
実施時とドップラ法実施時とでそれぞれに最適な超音波
ビーム形状が得られるよう回路の利得が制御される。そ
の結果、Ｂモード法、ドップラ法のいずれの実施におい
ても、同一の超音波プローブ、送受信回路を使用してい
るにもかかわらず、最適条件が提供されることとなり、
高分解能の断層像が得られると共に、ドップラ信号を高
感度に測定できる。

（実施例）超音波パルスが生体内に放射される場合に所定の方向に
のみ細いビーム幅をもった超音波が放射されることが望
ましいが、実際には前記所定の方向以外にもサイドロー
ブと呼ばれる弱い超音波ビームが放射され、このサイド
ローブが断層像のＳ／Ｎを低下させたり、アーチファク
トを発生させ、画質を劣化させる大きな原因となってい
る。

このサイドローブを抑圧させる方法の一つとして重みづ
け方法がよく知られている。先ず、この重みづけ方法に
ついて第３図を参照して説明する。

図中の特性カーブ（ａ）で示すように、音源が毛板（こ
こでは一次元モデルを用いる。）で近似され、しかも各
部分での送信及び受信感度が一様の場合には、このトラ
ンスデュサの十分遠方での送信（受信）指向特性は第４
図中に実線で示した特性カーブ（ａ）のように、２０％
程度のサイドローブがメインローブの周辺に存在する。

これに対して第３図中の特性カーブ（ｂ）のように中心
部の送信（受信）感度を端部より高くしてやると、その
時の指向特性は第４図中の特性カーブ（ｂ）のようにメ
インローブは多少広がるもののサイドローブを低減させ
ることができる。したがって、この重みづけの程度、即
ち送信（受信）感度の大きさを電子的に制御してやるこ
とによって超音波ビームの形状を高速に変化させること
が可能となる。今日最も広く使用されている電子走査形
装置では、超音波トランスデューサ（以下超音波振動子
とよぶ）としてアレイ形振動子が使われている。

この装置では超音波振動子の各々の駆動信号あるいは受
信信号の遅延時間の制御と重み付けにより、超音波ビー
ムの幅やサイドローブの大きさを制御することができる
。

この発明の一実施例であるセクタ電子走査形超音波診断
装置について第１図を参照して説明する。

図において、生体内に超音波パルスを放射するための基
準の繰返しパルスを出力するパルス発生器１を複数の送
信用遅延回路２−１〜２−Ｎにそれぞれ接続する。これ
らの送信用遅延回路はそれぞれ、送信超音波の放射方向
と収束点とによって決定される所定の遅延時間を有して
いる。送信用遅延回路２−１〜２−Ｎは複数の利得可変
形振動子駆動回路３−１〜３−Ｎにそれぞれ接続される
。

これらの振動子駆動回路の各ゲート回路には送信信号振
幅制御回路４からの振幅制御信号が付与され、それらの
制御信号に従って回路の利得が制御される。振動子駆動
回路３−１〜３−Ｎはそれぞれ複数のアレイ形超音波振
動子５−１〜５−Ｎに接続される。

これらの振動子５−１〜５−Ｎには、また、複数の利得
可変ブリアンブ６−１〜６−Ｎが接続される。これらの
プリアンプの各ゲートには受信信号利得制御回路７から
の利得制御信号がそれぞれ付与され、それらの制御信号
に従って回路の利得が制御される。ブリアンブ６−１〜
６−Ｎは複数の受信用遅延回路８−１〜Ｂ−Ｈにそれぞ
れ接続される。これらの遅延回路はそれぞれ、受信超音
波の受信方向と受信収束点とによって決定される所定の
遅延時間を有している。受信用遅延回路８−１〜ｇ−Ｎ
の各出力を全て加算器９に接続する。　加算器９の出力
をそれぞれ断層像処理回路１０と血流信号処理回路１１
とに接続する。断層像処理回路１０は対数増幅器１２、
包絡線検波回路１３並びにＡ／Ｄ変換器１４で構成され
ている。

一方、血流信号処理回路１１は加算器９の出力と超音波
信号の周波数とほぼ同一周波数の基準信号との間でミク
シング（直交位相検波）するための直交位相検波回路で
構成される。即ち、位相検波回路１５−１．１５−２，
アナログフィルタ（Ｌ．Ｐ．　Ｆ．　）　１　６−１．
　　１　６−２，　Ａ／Ｄ変換器１７−１．１７−２．
ディジタルフィルタ（Ｂ．Ｐ．Ｆ．）１８−１．１８−
２からなる回路が１対設けられる。ディジタルフィルタ
１ｇ−１．１８−２の各出力は演算器１９に供給され、
ここで例えば周波数分１ｉされて後、そのスペクトルの
中心あるいは広がり（分散）が算出される。図中、２０
は超音波信号と同一周波数の基準信号を出力する高周波
電源、２１は高周波電源２０の出力位相をπ／２移相す
る移相器である。

断層像処理回路１０の出力信号、即ちＡ／Ｄ変換器１４
の出力信号は画像メモリ２２の断層像メモリ領域に記憶
され、血流信号処理回路１１の出力信号、即ち演算器１
９の出力信号は画像メモリ２２の血流信号メモリ領域に
記憶される。画像メモリ２２に記憶された前者の信舟は
白黒で、後者の信号はカラーでテレビモニタ２３によっ
て表示される。

次に上記実施例の動作を説明する。Ｔ５１図において、
生体内に放射される超音波パルスの間隔を決定するパル
ス発生器１から出力された繰返しパルスは、送信用遅延
回路２−１〜２−Ｎにおいて、送信超音波の放射方向と
収束点から決定される。

所定の遅延時間が与えられた後、振動子駆動回路３−１
〜３−Ｎに送られ、送信信号振幅制御回路４によって各
々所定の大きさに重み付け増幅された駆動パルスが形成
される。この駆動パルスによってＮ本のアレイ形超音波
振動子５−１〜５−Ｎは駆動され、超音波が生体内に放
射される。

一方、生体内から反射された超音波ビームは前記アレイ
形超音波振動子５−１〜５−Ｎによって受信され、ブリ
アンブ６−１〜６−Ｎにおいて受信信号利得制御回路７
からの制御信号に基づいて所定の大きさに重み付け増幅
された後、受信用遅延回路８−１〜８−Ｈに送られる。

ここで、前記送信用遅延回路２−１〜２−Ｎと同様に受
信方向および受信収束点によって決定される遅延時間が
与えられて後、加算器９において他の振動子からの受信
信号と加算される。この加算器９の出力信号は一方は断
層処理回路１０へ、またもう一方は血流信号処理回路１
１に送られて所定の信号処理が施される。

断層像処理回路１０では対数増幅器１２及び包路線検波
回路１３において信号振幅の対数変換と受信信号の包絡
線検出がなされ、Ａ／Ｄ変換器１４にてＡ／Ｄ変換され
た後、画像メモリ１１に記憶される。一方血流信号処理
回路１１において、加算器９の出力は超音波信号の周波
数とほぼ同じ周波数をもった基準信号との間でミクシン
グ（直交位相検波）され、Ａ／Ｄ変換後、ディジタルフ
ィルタ（Ｂ，Ｐ，Ｆ．）１ｇ−１．１８−２によって、
ドップラ周波数偏位の極めて少ない心臓や血管からの信
号（クラッタ信号）が除去され、血球からの微小な信号
のみが分離検出される。この信号は演算回路１９におい
て例えば周波数分析されたのち、そのスペクトルの中心
あるいは広がり（分散）が算出され、その値は画像メモ
リ２２内の血流信号メモリ領域に記憶される。

このようにして、超音波ビームを電子的に走査して得ら
れる断層像信号と血流信号は画像メモリ２２に一旦記憶
され、断層像は白黒で、また血流情報（方向、速度）は
カラーでＴＶモニタ２３−１二に表示される。このよう
な電子走査形装置では、走査方向（振動子配列方向）の
指向特性におけるサイドローブは上記したように各振動
子の送受信信号を適当に重み付けすることにより低減さ
せることが比較的容易にできる。

次にＢモード用走査と血流イメージ用走査の組み合わせ
方法について第２図を参照して説明する。

図はＢモード画像と血流イメージをほぼ同時に得る場合
のタイムチャートを示す。一般に血流イメージは白黒の
画像一Ｆにカラーで重ねて同時表示されるが、この様な
画像を１枚構成する場合に、Ｂモード用としては所定の
場所を１回だけ走査すればよいが、血流イメージ（Ｄモ
ード）用走査としては、前記所定の場所の血流速度を算
出するためには同一場所を少なくとも１０回前後走査し
なくてはならない。第２図では、Ｂモード走査数とＤモ
ード走査数の比を１：４とした場合を示す。即ち、（ａ
）に示したパルスは超音波が体内に放射されるタイミン
グを示しているが、これらのうち（ｂ）に示すようにｐ
−１，　　ｐ−６．　　ｐ−１　１，．．がＢモード用
走査に用いられ、また（Ｃ）のごとくｐ−２〜ｐ−５＋
　　ｐ−７〜ｐ−ｉｏ．ｐ一１２〜．．，は血流イメー
ジ用走査に用いられる。この場合Ｂモード用走査におい
てはＢモードに適したビーム形状かえられる重み付け（
すなわち主ビーム幅が比較的細くなるような重み付け）
が送信回路あるいは受信回路あるいは送信回路と受信回
路の両方でおこなわれ、この時得られた信号は断層像処
理回路１０に送られて、画像メモリ２２内に一旦記憶さ
れる。一方血流イメージ用走査時にはこのモードに適し
たビーム形状が得られる重み付け（すなわちサイドロー
ブ値を低減さけるような重み付け）が送受信回路のいず
れか、あるいはその両方にておこなわれ、血流信号処理
回路１１を介して血流イメージ信号として画像メモリ２
２に記憶される。次に画像メモリ２２に記憶されたＢモ
ード用信号は白黒画像で、また血流イメージ用信号はカ
ラー画像でテレビモニタ２３の同一のブラウン管上に表
示される。

このようにこの発明においてはＢモード用のビーム形状
で得られた信号はＢモード表示のみに用い、また血流イ
メージ用として制御されたビーム形状で得られた信号は
血流イメージ用にのみ用いられる。したがってＢモード
用信号を血流イメジ用信号の一部として用いた従来の方
法と較べると一枚の画像（Ｂモード／血流イメージ）を
得るのに要する時間は長くなる（すなわち単位時間内に
表示される画像枚数が減少し画像にちらつきが生じ易く
なる）傾向にあるといえなくもない。

しかしながら、既に述べたようにＢモード用走査回数は
血流イメージ用走査回数と較べて１／１０以下であるこ
とから、上記事柄はあまり問題とはならない。

なお、上記実施例として血流イメージを取り扱うものに
ついて説明をしてきたが、これに限定されるものでなく
例えば従来広く使用されている１ポイントドップラ法に
も適用することができる。

また、振動子についてはりニアアレイ形に限定されるも
のではなく、広くアニュラアレイ形にも適用可能である
ことは言うまでもない。

［発明の効果］以上記載したようにこの発明によれば、送信回路と受信
回路のいずれか一方あるいは両方において、Ｂモード法
実施時とドップラ法実施時とでそれぞれに最適な超音波
ビーム形状が得られるよう回路の利得が制御されるよう
に構成されているので、Ｂモード法、ドップラ法のいず
れの実施においても、同一の超音波プローブ、送受信回
路を使用しているにもかかわらず、最適条件が提供され
ることとなり、高分解能の断層像が得られると共に、ド
ップラ信号を高感度に測定できる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例の構成を示すブロック図、
第２図（ａ）乃至（ｃ）は前記実施例の動作を説明する
ためのタイムチャート、第３図は超音波振動子の感度特
性を示す説明図、第４図は超音波ビームの指向特性を示
す説明図である。１・・・パルス発生器、２−１〜２−Ｎ・・・送信用遅延回路、３−１〜３−Ｎ
・・・振動子駆動回路、４・・・送信信号振幅制御回路
、５−１〜５−Ｎ・・・アレイ形振動子、６−１〜６−Ｎ
・・・ブリアンプ、７・・・受信信号利得制御回路、８−１〜８−Ｎ・・・受信用遅延回路、９・・・加算器
、１０・・・断層像処理回路、１１・・・血流信号処理
回路、２２・・・画像メモリ、２３・・・テレビモニタ

Claims

【特許請求の範囲】

（１）超音波を送受信するための配列形超音波振動子と
、これらの振動子を駆動するための送信回路と、前記振
動子によって得られた信号を受信する受信回路と、それ
らの受信信号に所定の遅延時間を与えた後加算する手段
と、その加算信号の振幅及びドップラ信号を検出する手
段と、それらの検出された信号を基にして断層像及び血
流データをそれぞれ表示する手段を備えた超音波診断装
置において、前記送信回路と前記受信回路のいずれか一
方あるいは両方において対応する回路の利得を電子的に
制御する手段を備えることによって、前記断層像表示と
前記血流データ表示とにおいてそれぞれの送信指向特性
と受信指向特性とのいずれか一方あるいは両方を異にす
ることを特徴とした超音波診断装置。
（２）超音波を送受信するための配列形超音波振動子と
、これらの振動子を駆動するための送信回路と、前記振
動子によって得られた信号を受信する受信回路と、それ
らの受信信号に所定の遅延時間を与えた後加算する手段
と、その加算信号の振幅及びドップラ信号を検出する手
段と、それらの検出された信号を基にして断層像及び血
流イメージをそれぞれ表示する手段を備えた超音波診断
装置において、前記送信回路と前記受信回路のいずれか
一方あるいは両方において対応する回路の利得を電子的
に制御する手段を備えることによって、前記断層像表示
と前記血流イメージ表示とにおいてそれぞれの送信指向
特性と受信指向特性とのいずれか一方あるいは両方を異
にすることを特徴とした超音波診断装置。
（３）前記回路の利得を電子的に制御する手段が、記送
信回路の利得を変更させる送信信号振幅制御回路で構成
されていることを特徴とした請求項１または２記載の超
音波診断装置。
（４）前記回路の利得を電子的に制御する手段が、前記
受信回路の利得を変更させる受信信号利得制御回路で構
成されていることを特徴とした請求項１または２記載の
超音波診断装置。
（５）前記回路の利得を電子的に制御する手段が、前記
送信回路の利得を変更させる送信信号振幅制御回路と、
前記受信回路の利得を変更させる受信信号利得制御回路
とで構成されたことを特徴とする請求項１または２記載
の超音波診断装置。
（６）前記血流イメージングまたはドップラ信号を得る
場合に、この際使用される送受信ビームの指向特性のサ
イドロープ値が、前記断層像を得る場合のそれより低減
されるように、前記送信回路と受信回路のいずれか一方
あるいは両方において、利得制御が電子的に行われるこ
とを特徴とした請求項１または２記載の超音波診断装置
。