JPH0227631B2 - - Google Patents

Description

請求の範囲 １ 時間利得補償機能を用いて被観測体のエコー
画像を作り、前記被観測体を調べる超音波反響検
査方法であつて、前記各エコー画像は多数のフレ
ームを含み、各フレームは (a) 第１の超音波エネルギーパルスを前記被観測
体に照射し、 (b) 前記被観測体の所定の深さから反射してくる
第１の超音波エネルギーパルスの超音波エコー
をモニターし、 (c) 前記モニターして得られた前記超音波エコー
が所定の強度を持つ様に時間利得補償の感度を
設定し、 (d) ステツプ(c)で設定された前記時間利得補償感
度を前記超音波反響検査の際の時間利得補償感
度とし、 (e) その後、第２の超音波エネルギーパルスを前
記被観測体に照射し、前記被観測体から反射し
てくる前記第２の超音波エネルギーパルスの複
数の前記超音波エコーを用いて一つの前記フレ
ームを作る という各ステツプを含むことを特徴とする超音波
反響検査方法。

２ 時間利得補償機能を用いて被観測体のエコー
画像を作り、前記被観測体を調べる超音波反響検
査方法であつて、前記各エコー画像は多数のフレ
ームを含み、各フレームは (a) 第１の超音波エネルギーパルスを前記被観測
体に照射し、 (b) 前記第１の超音波エネルギーパルスの超音波
エコーのうち、前記被観測体の所定の第１の深
さから反射してくる第１の超音波エコーと、前
記被観測体の所定の第２の深さから反射してく
る第２の前記超音波エコーをモニターし、 (c) 前記モニターして得られた前記第１の超音波
エコーが所定の強度を持つ様に前記時間利得補
償の感度を設定し、 (d) 前記第１の超音波エコーと前記第２の超音波
エコーとの間に存在する減衰の割合を決定し、 (e) ステツプ(c)で設定された前記時間利得補償感
度と、ステツプ(d)で決定された前記減衰の割合
を補償するのに必要な前記時間利得補償感度の
変化率とを前記超音波反響検査の際の設定値と
し (f) その後、第２の超音波エネルギーパルスを前
記被観測体に照射し、前記被観測体から反射し
てくる前記第２の超音波エネルギーパルスの複
数の前記超音波エコーを用いて一つの前記フレ
ームを作る という各ステツプを含むことを特徴とする超音波
反響検査方法。

３ 時間利得補償機能を用いて被観測体のエコー
画像を作り、前記被観測体を調べる超音波反響検
査方法であつて、前記各エコー画像は多数のフレ
ームを含み、各フレームは (a) 第１の超音波エネルギーパルスを前記被観測
体に照射し、 (b) 前記第１の超音波エネルギーパルスの超音波
エコーのうち、(1) 前記被観測体の所定の第１
の深さから反射してくる第１の超音波エコー
と、(2) 前記被観測体の所定の第２の深さから
反射してくる第２の超音波エコーと、(3) 前記
被観測体の前記所定の第１と第２の深さよりさ
らに深い位置からの前記超音波エコーのうち少
なくとも一つの前記超音波エコーとをモニター
し、 (c) 前記モニターして得られた前記第１の超音波
エコーが所定の強度を持つ様に前記時間利得補
償の感度を設定し、 (d) 前記第１の超音波エコーと少なくとも一つの
さらに深い位置からの前記超音波エコーとの間
に存在する減衰の割合と、前記第２の超音波エ
コーと少なくとも一つのさらに深い位置からの
前記超音波エコーとの間に存在する減衰の割合
とを決定し、 (e) ステツプ(c)で設定された前記時間利得補償感
度と、ステツプ(d)で決定された前記減衰の割合
を補償するのに必要な前記時間利得補償感度の
変化率とを前記超音波反響検査の際の設定値と
し、 (f) その後、第２の超音波エネルギーパルスを前
記被観測体に照射し、前記被観測体から反射し
てくる前記第２の超音波エネルギーパルスの複
数の前記超音波エコーを用いて一つの前記フレ
ームを作る というステツプを含む超音波反響検査方法。

技術分野 この発明は超音波反響検査に関するものであ
る。特にそれは、超音波図の情報内容を改善する
超音波反響検査装置の時間利得補償の制御に関す
るものである。これはより有効な関連情報を得る
ことができるので、超音波反響検査を用いる医療
診断に特に貴重であるが、本発明はこの反響検査
の応用に限定されない。

背景技術 本発明の性質の理解に役立てるために、超音波
反響検査（これは超音波反響表示法としても知ら
れるが、厳密にはこの２つの用語の意味は違う）
の一般原理をまず説明する。超音波反響検査で
は、普通１−30MHzの周波数範囲の、超音波エネ
ルギの短いパルスが被調査体に向けられ、物体の
あらゆる音響インピーダンスの不連続性がエネル
ギの若干を反射する。反射エネルギ、すなわちエ
コーは電気信号に変換されて、陰極線管オシロス
コープ、フイルム、チヤート、または任意な他の
便利な形に表示される。被調査体についての情報
を機器の使用者に提供するこの表示は、反響表示
法として知られている。

超音波図は一次元表示または二次元表示のどち
らでもよい。いずれの場合も、情報は表示される
エコーの位置および大きさに含まれている。一次
元表示では、基線に沿う位置が反射面までの距離
を表すのに用いられるが、エコーの大きさは例え
ば基線の偏向または輝度の変化として表示され
る。二次元表示では、基線に沿う位置は一次元表
示の場合と同様反射面までの距離を表すのに用い
られ、また基線の方向は音響エネルギの伝搬方向
を表すのに用いられる。二次元表示は、音響エネ
ルギのこの伝搬方向を変えることにより、また表
示の基線の同様な、必ずしも同一でない運動を開
始することによつて得られる。エコーの大きさは
一次元表示の場合のように（例えば、基線の偏向
または輝度の変化として）表示される。

超音波反響検査法は、患者の身体に関する情報
を得る医療診断に使用される。この方法の応用
は、例えば「超音波の医療診断への応用」という
件名の1970年11月の「オーストラリア、無線およ
び電子工学協会議事録」第31巻、第11号、第385
−392頁でD.E.ロビンソンが発表している。その
報告書で指摘された通り、超音波反響検査は解剖
断面に似た表示を作るのに用いられ、このような
表示は所望の情報が物理的寸法または器管の形
状、構造などに関する場合、臨床上役に立つこと
が立証されている。超音波反響表示法は、小骨と
空気を持つ柔かい組織、特に腹部および姙娠して
いる子宮、目、胸部、脳髄、肺臓、腎臓、肝臓な
らびに心臓を含む身体の部分で、診断補助として
特に価値があることが立証されている。一般にこ
の方法は、患者の状態をより完全に表すため、他
の方法を補うものと考えられている。しかし特に
姙娠の場合、Ｘ線は十分な情報を与えなかつた
り、危険なことがあるので、超音波反響検査がＸ
線に代わつて役立つことがある。

超音波検査は診断補助以外にも使用されるが、
この技術を医学へ応用するのが便利であり、この
明細書においても医学への応用を例にとつて説明
する。実際には、超音波エネルギのパルスは既知
の方法で患者に送り込まれ、エコーは体内の反射
面から受信される。送信されたパルスと受信され
たエコーとの間の時間遅延は送信機から反射面ま
での距離に左右され、こうして得られた距離情報
は前述のような一次元の距離の読みまたは二次元
の断面として説明用および臨床用に適当な方法で
表示される。いま超音波のパルスが任意な媒体に
伝搬されると、エコーはいろいろな時間遅延で受
信されるが、これは媒体内の超音波の伝搬速度が
一定ならば、パルスを作る変換器から反射面まで
の距離に比例する。人体に見られる柔かい組織内
における音速はかなり一定しており、超音波のパ
ルスは患者に迷惑をかけずに変換器面からそれぞ
れの構造物の深さを測定するのに便利な方法であ
る。この情報は多くの方面で使用される。

「Ａモード」として知られる表示の最も簡単な
形では、エコーはオシロスコープのトレースの偏
向として表され、距離は時間に沿つて表示され
る。このモードは、表示される各種エコー源が確
実に識別されるとき、臨床的に役立つ。２つのエ
コー間、または付勢パルスとエコーとの間の距離
は正確に測ることができるが、エコー源を識別す
ることは不可能であるかもしれない。それは子宮
内の幼児の頭の大きさ、目および膀胱の深さを測
定し、また脳髄の正中線を求めるのに用いられ
た。同様な情報は「Ｂモード」表示を用いて表す
ことができ、これは被調査体の回りに変換器を移
動させ、表示上のトレースを同様に移動させるこ
とによつて得られる断面図である。ＡおよびＢの
両モード表示は、単走査または複合走査によつて
得られる。単走査では、変換器の運動は異なる方
向からの視線の重複がないように選択される。線
形および扇形走査は単走査の代表例である。複合
走査では、変換器の運動は異なる視線からの重複
があるように選択される。線形および扇形走査の
組合せは複合走査の一例である。

問題の反射面（すなわち境界面）が移動してい
る場合、その位置は、Ｂモード表示を使用するこ
とにより、また時間軸に沿う境界面エコーの前後
運動を表示するようにその方向に直角に時間軸を
掃引することによつて、時間と共にプロツトされ
る（「Ｍモード」）。この方法は、心臓および脳髄
のいろいろな部分の脈動を示すのに用いられてい
る。Ｂモードが使用されるがスクリーン上のトレ
ースが変換器の視線を表すようにされ、またその
とき変換器が患者の回りに走査され、スクリーン
上の時間軸線がそれに従うようにされる場合、イ
ンピーダンス不連続性の二次元プロツトが得られ
る。二次元の可視表示は、姙娠している子宮、腹
部、目および胸部に用いられている。

変換器から患者への結合は、皮膚接触によりま
たは水遅れバスの使用によつて達成される。水遅
れバスが使用される場合、変換器と皮膚表面との
間の距離は、多重反射によるあいまいさを回避す
るために、使用すべき浸透の最大深さより大きく
なければならない。一般に、皮膚接触走査は患者
により大きな安心を与えるが超音波図の明確度は
低くなり、また一方、水遅れ走査は患者の安心を
少くするが超音波図の質を良くする。

調査中の物体（例えば組織）内の減衰による超
音波パルスのエネルギの減少を補償するために、
受信機の利得はパルスのエコーが物体内のより深
い反射面から受信されるにつれて一般に増大され
る。この形の利得増大は一般に、「時間利得補償」
すなわち「TGC」と呼ばれる。反響観測器を用
いるとき、オペレータは患者の最初の走査が終つ
てからTGC制御による増幅器の感度およびスロ
ープを調整し、次に診断にとつて良好な像を得る
ために患者を再走査する。次に、利得制御された
信号はさらに処理されて、上述の方法の１つで表
示される。

ある受信機では、TGC増幅は、エコーが表示
ユニツトにより容易に表示されるようにエコーの
サイズをさらに圧縮する非線形圧縮増幅をも伴
う。圧縮および表示装置は非線形であるので、エ
コー・サイズの質的情報のみが表示される。これ
まで超音波反響検査に用いられた装置の１つの欠
点は、TGC制御の特性が全走査中一定に保たれ
る点である。これは、組織の特性の局部変化が考
慮されないことを意味する。これは、周囲の組織
よりもはるかに強く吸収する骨または空気含有領
域のような局部区域が、より深くにある情報を隠
す超音波の「影」を作るので、問題を生じる。

先行技術のもう１つの欠点は、TGCスロープ
制御のセツテイングに固有な、かつ診断に役立
つ、組織減衰に関する情報が（質的な）最終表示
に表されないことである。

発明の開示 本発明の１つの目的は、上記の欠点の１つまた
は両方を克服し得る方法を提供することである。

この目的を達成するために、(a)ある１組の強制
にしたがつてTGCセツテイングを自動変更し、
像の品質を改善するとともに、像の解読者に利用
できる情報量を改善する装置、(b)調査中の領域内
の減衰を補償するTGCスロープのセツテイング
を求めてこのセツテイングを表示する装置、のい
ずれか一方もしくは両方が備えられる。

本発明による物体の超音波反響検査方法は、時
間利得補償機能を持つ反響観測器によつて物体の
超音波反響検査を行なう方法であつて、 (a) 超音波エネルギの第１パルスを物体に向ける
段階と、 (b) 物体内部の与えられた深さから反射された超
音波信号の強さを監視する段階と、 (c) 反射信号が所定の強さを持つために必要な時
間利得補償の感度を測定する段階と、 (d) 測定された時間利得補償を選択する段階と、 (e) 物体の反響観測器表示を作るために超音波エ
ネルギの第２パルスを物体に向ける段階と、 (f) 完全な超音波図が得られるまで段階(a)から(e)
までを繰り返す段階と、 を含むことを特徴とする。

また本発明による物体の超音波反響検査方法
は、時間利得補償機能を持つ反響観測器によつて
物体の超音波反響検査を行なう方法であつて、 (a) 超音波エネルギの第１パルスを物体に向ける
段階と、 (b) 物体内部の所定の第１深さから反射された第
１超音波信号の強さ、および物体内部の所定の
第２深さから反射された第２超音波信号の強さ
を監視する段階と、 (c) 第１反射信号が所定の強さであることを保証
するために必要な時間利得補償値の感度を測定
する段階と、 (d) 第１深さと第２深さとの間に現わされる減衰
を測定する段階と、 (e) 段階(c)の測定された時間利得補償、および段
階(d)の測定された減衰を補償するために必要な
時間利得補償のスロープを選択する段階と、 (f) 段階(e)の選択された時間利得補償およびその
スロープを用いて反響観測器表示を作るために
超音波エネルギの第２パルスを物体に向ける段
階と、 (g) 完全な超音波図が得られるまで段階(a)および
(f)を繰り返す段階と、 を含むことができる。

前記最後の項に記載された本発明の形は、それ
に先行する項に記載された本発明の形の変形であ
ることは当業者にとつて明白であると思う。

２つの反射エコー信号が観測される本発明の形
の変化において、段階(g)は省略することができ、
また完全な超音波図の走査は記憶装置に記憶され
た段階(c)の測定された時間利得制御値および段階
(d)の測定された減衰値によつて行うことができ、
それによつて走査の各信号についての時間利得補
償の記憶された値および記憶された減衰値の平均
から導かれる平均時間利得補償のスロープ値を用
いて完全な超音波図が作られる。この変形によつ
て、所定の第１深さと第２深さとの間に置かれる
物質の減衰の平均値は、反響観測器のオペレー
タ、すなわち適当な診断医に表示される。

「完全な超音波図」とは所要の超音波図のこと
であり、実際には観測中の物体の一部のみを表す
超音波図であるかもしれないことは認められると
思う。

さらに本発明によれば、時間利得補償機能を持
つ超音波反響観測器の表示を改良するための反響
観測器表示解像回路であつて、 (a) 物体内部の少なくとも１つの所定深さから調
査されている物体内部から反射された超音波信
号を選択する装置と、 (b) 各反射信号の強さを監視する強さ監視装置
と、 (c) 前記強さ監視装置に応じて反響観測器の時間
利得補償を変える装置と、 を含むものに適用することができる。

解像回路の好適な実施例では、強さ監視装置に
応じて時間利得補償のスロープを変える装置も含
まれている。

【図面の簡単な説明】

第１図は肝臓の高さにおける人体の横超音波図
を表わす図である。第２図は超音波図の各コンポ
ーネント位置に関するデータが再び得られる、本
発明の装置の第１実施例のブロツク図である。第
３図は得られたデータがその最初の取得時にデイ
ジタル・デイスク記憶装置に記憶される、本発明
の装置の第２実施例のブロツク図である。

発明を実施する最良の方法 第１図には、身体１のアウトラインが技術的慣
習にしたがつて、下から見た腹部の領域における
横断面で示されている。図の上部は身体の前面を
表わし、図の左側は患者の右側に当たる。腹部の
中に肝臓２がある。身体１の外皮と肝臓２との間
のスペースには、筋肉、脂肪層および肋骨を含む
身体の前壁がある。また右腎臓３および脊柱４も
表示されている。

肝臓組織の超音波図を得るとき、オペレータは
肋骨を横切つて走査しなければならない。各肋骨
は若干の減衰を招き影を投じる。その影が肝臓に
投影された診断を妨げる影の影響に打ち勝つた
め、本発明が利用される。肝臓の第１反響観測像
（超音波図）が得られてから、オペレータは像の
上に１本または２本の線５，６を引く。線５は皮
膚表面の下の一様な深さに置かれるが、全体とし
て肝臓の中にある。第２の線６が引かれる場合、
それは肝臓の後部境界付近に置かれる。超音波変
換器７は、第１図に示すように置かれた超音波図
を作るのに用いられるものであつて、点９および
１０でそれぞれ線５ならびに６（引かれた場合）
と交わる視線８を持つ。そのとき超音波図は、引
かれた線５の位置における信号レベルが一定とな
るように各超音波視線用の増幅器の感度を再調整
して作り直される。こうして、肋骨による影の影
響が超音波図から除去される。

第２の線６が像の上に引かれる場合、超音波図
が各視線について作り直されるとき、点９および
１０から反射された信号レベルの値は超音波ビー
ムに沿つた２つの線５，６の間の距離について修
正される。修正信号から、単位距離当たりの実効
減衰量も測定される。この減衰量が肝臓を横切る
視線のすべてについて測定されれば、単位距離当
たりの平均減衰値が導かれTGCスロープのセツ
チイングを行うのに用いられる。像がもう一度作
り直される（導かれたTGCスロープを用いて）
とき、走査されている特定の肝臓における減衰が
超音波図で補償される。導かれた平均減衰値は、
さらに診断情報の一部として反響観測器表示の観
測者にも利用される。

本発明の方法を実施する装置の１つの形が第２
図に示されている。この装置の基本構成部品は、
技術的に周知のデイジタル走査変換である。超音
波図は患者１を調査するのに用いられる超音波走
査器２１の作動によつて作られる。走査器２１か
ら受信した超音波エコー信号は時間利得制御増幅
器２２に供給され、その出力はアナログ／デイジ
タル変換器およびライン・バツフアメモリ２３に
供給される。マイクロプロセツサおよびデイジタ
ル論理２４は、超音波視線に沿うエコーを出力像
の適当な座標における対応する強さの値に変換
し、これらの値はビデオ記憶装置２５に記憶さ
れ、T.V.表示装置２６に表示される。アナロ
グ／デイジタル変換器２３、マイクロプロセツサ
２４、およびビデオ記憶装置２５は組み合わされ
てデイジタル走査変換器を構成する。本発明を実
施するために、情報はT.V.表示装置から光学通
路２７を通つてオペレータ２８に送られるが、彼
は第１図の所要の線５および６を引くために手動
制御通路３０を通つてマイクロプセツサ２４およ
びT.V.表示装置２６に至る製図入力装置２９を
操作する。

前述のような影を除去するためには、第１図の
前方の線５のみが要求される。線５が製図入力装
置２９により入力されてから、オペレータ２８は
手動制御通路３２を通して超音波走査器２１を働
かす。超音波走査器２１は患者１を再走査する。
第１視線（例えば第１図の線８に相当）につい
て、エコーが受信され、TGC増幅器２２で増幅
され、そしてアナログ／デイジタル変換器および
ライン・バツフア・メモリ２３でデイジタル形に
変換される。マイクロプロセツサ２４は、引かれ
た線５との交点９に相当する視線８に沿う距離を
識別する。次にマイクロプロセツサ２４は点９の
回りのエネルギを測定し、修正値を算出して、そ
れをプリセツト・エネルギに等しくさせる。次に
マイクロプロセツサは、制御通路３１を介して
TGC増幅器２２の感度セツテイングを再調整す
る。もう１つの超音波パルスが同じ視線８に沿つ
て超音波走査器２１によつて送信され、受信され
るエコーは新しいTGC増幅器セツテイングを用
いて素子２２，２３および２４を通り前述のよう
な信号チエーンに供給される。この工程は、引か
れた線５に沿つて現われるエコーがすべての視線
において等しくなる新しい超音波図を作るよう
に、各超音波視線について繰り返される。

肝臓組織の平均減衰を測定する追加の段階を実
行するために、第１超音波図が作られ、線５およ
び６が上述の方法でその上に引かれる。次にオペ
レータ２８は超音波走査器２１によつて患者の第
２走査を開始する。この走査の各視線について、
マイクロプロセツサ２４は各視線８の上の適当な
点９および１０を測定し、各点のエコー・エネル
ギおよび視線８に沿う点９と点１０との間の距離
から、減衰値（dB／cmで常時表わされる）を導
く。この手順は、超音波図を作るように位置され
かつ２本の線５および６と交わるすべての視線に
ついて繰り返され、すべての結果から平均減衰値
が算出される。次にこの平均値は、制御通路３１
によつて再調整されるTGC増幅器用の新しいス
ロープ値を導くのに用いられる。次にオペレータ
２８は超音波走査器２１によつて第３走査を開始
し、新しい超音波図は上述の前記手順から導かれ
た正しいTGC増幅器セツテイングによつて作ら
れる。

TGC制御の感度とスロープを両方とも自動調
整するように上記２の手順が組み合わされること
は当業者にとつて明らかであると思う。

第３図に示される装置を用いる本発明のもう１
つの応用において、デイジタル計算機が使用され
る。超音波走査器２１からの信号は増幅されて、
アナログ／デイジタル変換器４１を通り計算機４
２に直接供給される。超音波図を作るために設け
られた線はすべて、デイスク記憶装置４３に即時
記憶される。超音波図はデイスク記憶装置に記憶
されたデータから作り直されて、ビデオ記憶装置
２５およびTV表示装置２６に出力される。引か
れた線５および６は、製図入力端子２９を通して
計算機に入力され、第２図について説明したデイ
ジタル走査変換器で用いられた段階と同じ段階が
実施される。しかしデータのすべてがデイスク記
憶装置に線ごとに記憶されるので、すべての操作
が記憶データを用いて計算機内でデイジタルで実
施され、患者を再走査する必要はない。

電子回路設計の精通者は、第２図および第３図
に示されたいろいろなアナログ／デイジタル変換
器、記憶装置、およびプログラム可能なマイクロ
プロセツサの存在に気付くと思う。さらに反響検
査の精通者は、物体内部の２つだけの深さからの
反射が上述の発明の実施例で示されたが、同じ考
え方が３つ以上の深さからの反射信号によつて応
用され、したがつて計算される平均減衰値が改善
されることを認めると思う。本発明のかかる拡大
における唯一の欠点は、所要機器が複雑で高価に
なることである。

工業上の適応性 上述の本発明の実施例では、医療診断につい専
ら言及した。これは、医療診断が本発明の主な現
在の応用とされているからである。しかし本発明
は明らかに、医療診断のみに限定されない。