JPH024291B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は超音波作像装置、更に具体的に云え
ば、その信号処理装置に関する。

人体の軟らかい組織の特徴の様な物点を作像す
る超音波作像装置は、一般に送信変換器配列及び
受信変換器配列を含む。変換器は、電気的励振に
応答して超音波を放出し、また逆にそれに入射す
る超音波に応答して電気信号を発生する圧電材料
から構成される。送信及び受信変換器配列は同じ
もので構成できる。送信及び受信配列の変換器の
共振周波数は実質的に同じである。送信配列の変
換器は電気パルスによつて順次励振され、変換器
の共振周波数を持つ数サイクルの振動からなる超
音波バーストを発生する。超音波バーストは配列
を囲む空間又は物体領域に結合される。物体領域
内にある物点に当たつた超音波バーストはエコー
を発生し、このエコーが反射して受信配列の変換
器によつて受信され、該変換器で典型的には数サ
イクルの持続時間を持つエコー信号が発生され
る。１つの物点からのエコーは、物点から変換器
までのエコーの伝播時間に差がある為、受信変換
器に異なる時刻に到達する。従来の装置では、受
信変換器によつて発生されるエコー信号を夫々遅
延させて、特定の物点により生ずる全てのエコー
信号が同相になつて、従つてコヒーレントに加算
される様にしている。この和信号が包絡線検波さ
れて、適当な表示装置に表示される。

超音波変換器の物理的な制約により、約２又は
３より小さい共振Ｑを得ることは困難である。従
つて、超音波バーストは、変換器をインパルス励
振したときでも、典型的には多数のサイクルから
なる。サンプリング式のデータ装置では、変換器
の共振周波数の数倍の周波数でサンプリングを行
う必要がある。これは、受信した電気信号のコヒ
ーレントな加算を行うのに必要な遅延を得るため
に長い高速のシフト・レジスタを必要とする。更
に、遅延時間の精度を少なくとも共振周波数の１
サイクルの周期の約1/4乃至1/2に対応させる必要
がある。

本発明は、以上の点に鑑みなされたものであつ
て、上述した如き従来技術における欠点を解消
し、特に変換器配列から発生される夫々のエコー
信号に同一の位相関係でコヒーレント復調を実施
することにより解像度を向上させることを可能と
下超音波作像装置を提供することを目的とする。

本発明によれば、超音波バーストが物点で反射
されて超音波エコーが発生され、その超音波エコ
ーが複数個の変換器を具備する変換器配列に入射
される。入射された超音波エコーに対応して、変
換器配列はエコー信号を発生し、それらのエコー
信号を復調するために複数個の復調用信号を供給
する手段が設けられている。これらの復調用信号
は超音波バーストの周波数と実質的に同一の周波
数を持つている。変換器配列からのエコー信号に
対して夫々対応する復調用信号で復調して被復調
信号を発生する復調手段が設けられている。尚、
夫々のエコー信号とそれらに対応する復調用信号
との間の相対的位相は実質的に同一であり、従つ
てコヒーレント復調が実施される。この相対的位
相αは変換器と特定の物点との間の位置に関係す
るものであるから、相対的位相αを任意の値に設
定することにより異なつた位置における物点の解
像度を向上させることが可能である。従つて、相
対的位置αを変化させることにより高解像度の領
域を変化させ且つ実質的に拡大することが可能で
ある。又、その相対的位相は、前記複数個の被復
調信号の極性が同一であるように設定される。更
に、各被復調信号を変換器と物点との間の距離に
応じて遅延させる手段、及び遅延された被復調信
号を加算する加算手段が設けられている。

本発明を実施した一実施例では、予定の周波数
の超音波バーストを発生して物体領域に送り出す
手段を設ける。また、物体領域内の物点に入射し
た超音波バーストにより発生される超音波のエコ
ーを受信する変換器の配列を設ける。夫々の物点
からの各々のエコーが、各々の変換器で１つの電
気信号（エコー信号）と云う様に、夫々１組の電
気信号を発生する。各々の電気信号の発生時点は
夫々の変換器と夫々の物点との間の距離に関係す
る。前述の予定の周波数と略同じ周波数であるが
相対的な位相が異なる複数個の第１の復調用信号
を設ける。夫々のエコー信号の位相に対する各々
の第１の復調用信号の位相は略同じ値に定める。
変換器から得られたエコー信号を復調する手段を
設ける。この手段は、各々のエコー信号を夫々１
つの第１の復調用信号と混合して、夫々第１の被
復調信号を求める手段を含む。各々の第１の被復
調信号を、夫々の変換器と夫々の物点との間の距
離に対応する夫々の予定の時間の間遅延させて、
各々の第１の被復調信号が同時に発生する様にす
る手段を設ける。遅延させた第１の被復調信号を
加算して第１の和信号を求める第１の手段を設け
る。予定の周波数と略同じ周波数の複数個の第２
の復調用信号も用意する。各々の第２の復調用信
号は夫々１つの第１の復調用信号に対して直角位
相にする。変換器から得られたエコー信号を復調
する第２の手段を設ける。この手段は、各々のエ
コー信号を夫々１つの第２の被復調用信号と混合
して、夫々第２の復調信号を求める手段を含む。
各々の第２の被復調信号を、夫夫の変換器と夫々
の物点の間の距離に対応する夫夫の予定の時間だ
け遅延させて、各々の第２の被復調信号が第１の
被復調信号と同時に発生する様にする第２の手段
を設ける。遅延させた第２の被復調信号を加算し
て第２の和信号を求める手段を設ける。第１の和
信号の自乗と第２の和信号の自乗の和の単調関数
である合成信号を形成する手段を設ける。

この発明に特有と考えられる新規な特徴は、特
許請求の範囲に具体的に記載しているが、この発
明の構成並びに作用は、その他の目的並びに利点
と共に、以下図面について説明する所から最もよ
く理解されよう。

第１図に本発明の１実施例による超音波作像装
置１０の全体的な構成がブロツク図で示されてい
る。超音波作像装置１０が変換器配列１１、ダイ
プレクサ回路１２、送信機１３及び受信機１４を
含む。本発明のこの実施例では、変換器配列１１
は線形配列であり、中心間間隔ｄで等間隔に配置
された複数個の変換器１５を含む。図示の様に、
変換器配列は送信及び受信配列の両方として作用
する。送信機１３が逐次的な電気パルス１６を発
生し、これがダイプレクサ回路１２を介して変換
器１５に印加される。変換器１５で発生された超
音波バーストが配列に隣接する物体領域に出て行
く。超音波バーストは、全体として、パルス１６
の直線的なタイミング順序に関係した予め選ばれ
た方位に向けられる。配列の中点の周りの方位方
向に於ける超音波バーストの強度又は振幅の変動
が配列のビームと呼ばれる。配列１１のビーム１
７が、配列１１の中点に対する法線１９に対して
角度θをなす軸線１８を持つことが示されてい
る。配列の１端（ｉ＝１）から他端（ｉ＝ｎ）へ
の各々のｉ番目の信号に対し、平面波状態で存在
する伝播通路の遅延時間の差を正確に補償するた
めに加えられる遅延時間の増分T_iは次の式で定め
られる。

T_i＝（ｉ−１）ｄ sinθ／ｃ (1) こゝでｃは配列に隣接する物体領域に於ける超
音波の速度である。

相次ぐ励振パルスの間の遅延時間を漸進的に変
えることにより、法線１９の一方の側での角度θ
を増分的に変化させて、画像を構成する相次ぐ走
査線方向に送信ビームを方向ぎめする。法線１９
の反対側では、励振パルス１６のタイミングを反
転して、変換器が逆の順序で付勢される様にす
る。標的又は物点２０の様に、物体領域内にある
標的入射した超音波バーストによつて発生された
エコーが、物点２０から変換器までの伝播通路の
差の為、相異なる時刻に変換器１５によつて感知
される。エコーによつて変換器１５に発生される
エコー信号をダイプレクサ回路１２を介して受信
機１４に送り、そこで大体一定レベルまで増幅す
る。物点からのエコーによつて発生された電気信
号を同時に加算するため、変換器１５に関連した
受信機の信号処理チヤンネルに遅延時間を導入す
る。線形配列の場合、各々の変換器に関連した各
チヤンネルに導入される遅延は２つの成分に分け
ることが出来る。一方はビーム方向ぎめ遅延時間
と呼び、他方は集束用遅延時間と呼ばれる。受信
用の方向ぎめ遅延時間は送信用のビーム方向ぎめ
遅延時間と同じである。各チヤンネルに対して集
束用遅延時間が導入されて、物点２０から配列内
の種々の変換器位置までの伝播通路の遅延の差を
補償する。各々の変換器に対する集束用遅延の増
分は次の式により定められる。

T_k＝a²／2Rc〔１−（x_k／ａ）²〕cos²θ (2) こゝでａは配列の半開口距離、Ｒは焦点距離、
即ち物点までの距離、ｃは物体領域に於ける超音
波の速度、x_kは配列の中心からｋ番目の素子まで
の距離、T_kは物点２０からのエコーによつて発
生された電気信号をコヒーレントに加算する為
に、ｋ番目素子からの信号に加えられる遅延時間
である。

超音波エコーが最初は配列の中心の変換器に到
着し、端の変換器には最後に到着するとき、中心
の変換器からのエコー信号に最大の遅延が加えら
れることが理解されよう。また、変換器からのエ
コー信号に対する遅延は、開口のみかけの幅がビ
ーム角θの余弦で変化するとき、ビーム角の余弦
の自乗の形で変化することが理解されよう。受信
用焦点は、エコー受信期間の間にエコーを受信す
る距離を追跡するように動的に変えることが出来
る。パルス１６はパルス繰返し速度と呼ぶ速度で
周期的に繰返し、物点から各々の変換器に対して
対応するエコー・パルスを発生させ、このため受
信機の各々のチヤンネルにエコー信号を発生させ
る。相次ぐ励振パルスの間の遅延時間を漸進的に
変えると共に、受信信号に関連する遅延時間を漸
進的に変えることにより、ビーム１７の角度θを
増分的に変える。受信機の出力に発生される信号
はオシロスコープ（図に示してない）に適当に表
示されて、物体領域、例えば人体の一部分を表示
する。物点から出るエコーをコヒーレントに加算
する為に遅延時間による適切な補償を使えば、配
列はこの他の形にすることが出来る。

第２図は、本発明の実施例に従つてエコー信号
を処理する為に、超音波作像装置で使われる装置
の機能的なブロツク図である。この装置は、略同
じ共振周波数を持つ変換器１５の配列１１を含
む。説明を簡単にするため、配列１１を線形配列
として示してあるが、他の任意の適当な形であつ
てよい。点２０が配列を取囲む物体領域内の物点
を表わす。配列によつて発生された超音波の数サ
イクルから成るバーストが物点に当り、エコーを
発生する。配列の複数個の変換器によつて発生さ
れたバーストは、配列の中心から出たものとみな
すことが出来る。エコーは、物点２０と配列の変
換器との間の距離に応じて、相異なる時刻に配列
の種々の変換器で受信される。このエコーによ
り、各々の変換器で１つずつ、変換器内で一組の
エコー信号が発生される。変換器１５−１及び１
５−２で発生されるエコー信号の処理を具体的に
説明する。他の変換器で発生されるエコー信号が
同様に処理されることは云う迄もない。変換器１
５−１は配列の中心にあり、変換器１５−２は配
列の中心より上側にある。線２１は物点２０から
変換器１５−１の中心へ反射されたエコーの伝播
通路を表わす。線２２は物点２０から変換器１５
−２へ反射されたエコーの伝播通路を表わす。

変換器１５−１で発生されたエコー信号をエコ
ー信号No.１と呼び、変換器１５−２で発生された
エコー信号をエコー信号No.２と呼ぶ。各々のエコ
ー信号No.１及びNo.、並びに配列の他の各々の変換
器で発生されたエコー信号が、チヤンネルと呼
ぶ夫々の信号処理チヤンネルで処理される。各々
のチヤンネルは、復調、波及び遅延作用を行
う。各々のエコー信号No.１及びNo.２、並びに配列
の他の変換器で発生された他のエコー信号はま
た、復調、波及び遅延作用を行う夫々のＱ信号
処理チヤンネルでも処理される。各々のＱチヤン
ネルで使われる復調用信号は、夫夫のチヤンネ
ルに於ける復調過程で使われる復調用信号に対し
て直角位相に定められる。チヤンネルに於ける
遅延された信号（遅延信号）をコヒーレントに加
算し、第１の和信号を求めると共に、Ｑチヤンネ
ルに於ける遅延信号もコヒーレントに加算し、第
２の和信号を求める。第１の和信号及び第２の和
信号から、物点２０からの反射を表わす合成信号
が発生される。

こゝで第３Ａ図乃至第３Ｌ図をも参照する。第
２図のブロツク図に於ける、第３Ａ図乃至第３Ｌ
図に示した信号の発生点が、その信号を示す第３
図の文字によつて第２図に示されている。変換器
１５−１で発生されたエコー信号No.１が第３Ａ図
に示されている。エコー信号No.１のピークは、配
列から発射された超音波バーストのピークの発生
時点t₀より後の時刻t₁に発生する。エコー信号No.
１のピークの発生時点t₁は、物点２０と変換器１
５−１との間の距離２１に関係する。エコー信号
No.１が第１の復調器２５に印加される。復調器２
５には、源２６から第３Ｂ図に示す第１の復調用
信号No.１も印加される。第１の復調用信号No.１、
及びこの発明で復調用信号と呼ぶ他の信号は、変
換器の共振周波数に略等しい基本周波数を持つて
いる。第１の復調用信号の波形は正弦波として示
してあるが、矩形波の様な他の波形にすることも
出来る。第１の復調用信号No.１はエコー信号No.１
から位相変位αだけ位相が遅れることが示されて
いる。第１の復調器２５がその出力に、第３Ｅ図
に示す第１の被復調信号No.１を発生する。これは
エコー信号No.１と第１の復調用信号No.１との積を
表わす。第１の被復調信号No.１が低域波器２７
に印加され、この波器が第３Ｇ図に示す包絡線
を再生する。遅延線２８が波された第１の被復
調信号No.１に予定の遅延を与え、このため同様に
処理された配列の他の変換器からのチヤンネル
に信号が同時に発生し、こうしてコヒーレントに
加算することが出来る。遅延させ且つ波された
第１の被復調信号No.１が第３Ｊ図に示されてお
り、これを第１の遅延信号No.１と呼ぶ。

変換器１５−２で発生されたエコー信号No.２が
第３Ｃ図に示されている。エコー信号No.２のピー
クは、配列より発射された超音波バーストのピー
クの発生時点t₀より後のt₂に発生することが示さ
れている。エコー信号No.２のピークの発生時点t₂
は、物点２０と変換器１５−２との間の距離２２
に関係する。エコー信号No.２が復調器３１に印加
される。この復調器には、第３Ｄ図に示す第１の
復調用信号No.２も印加される。第１の復調用信号
No.２は位相変位αだけエコー信号No.２に対して位
相が遅れている。この位相変位は、エコー信号No.
１と第１の復調用信号No.１との場合と同じであ
る。この条件を充たすため、第１の復調用信号No.
２の位相を第１の復調用信号No.１の位相に対し、
伝播距離２１及び２２の差に応じた分だけ変え
る。第３Ｆ図に示す第１の被復調信号No.２が第１
の復調器３１の出力に現われる。これはエコー信
号No.２と第１の復調用信号No.２との積を表わす。
低域波器３３で波された後、第３Ｈ図に示す
第１の被復調信号No.２の包絡線が再生される。第
１の被復調信号No.２は遅延線３４によつて遅延さ
せられて、遅延させ且つ波された第１の被復調
信号No.１及びチヤンネルの他の遅延させ且つ
波された第１の被復調信号の発生時点と同時に発
生するようにする。遅延させ且つ波した第１の
被復調信号No.２が第３Ｋ図に示されており、これ
を第１の遅延信号No.２と呼ぶ。

第１の遅延信号No.１及び第１の遅延信号No.２が
加算増幅器３５で加算されて、第３Ｌ図に示す第
１の和信号になる。配列の他の各々の変換器で発
生されたエコー信号が同様に処理され、矢印３６
で包括的に示す様に加算されて、加算増幅器３５
の出力に、配列の変換器で発生された全てのエコ
ー信号の、第１の和信号に対する寄与を表わす振
幅の大きい信号Σを生ずる。

こゝで更に第４Ａ図乃至第４Ｍ図を参照する。
第４Ａ図乃至第４Ｍ図の信号が第２図のブロツク
で発生される点が、第２図では第４図の信号を表
わす図面の文字にダツシユを付けて表わされてい
る。

変換器１５−１で発生されるエコー信号No.１が
第４Ａ図にされている。第３Ａ図について述べた
様に、エコー信号No.１のピークは、配列によつて
発射された超音波バーストのピークの発生時点t₀
より後の時点t₁に発生する。エコー信号No.１のピ
ークの発生時点t₁は、物点２０と変換器１５−１
との間の距離２１に関係する。エコー信号No.１が
第２の復調器４１に印加される。この復調器に
は、源４２から、第４Ｂ図に示す第２の復調用信
号No.１も印加される。第２の復調用信号No.１及び
この明細書で第２の復調用信号と呼ぶ他の信号
は、変換器の共振周波数に略等しい基本周波数を
持つ。第２の復調用信号の波形を正弦波として示
してあるが、矩形波の様な他の波形も使うことが
出来る。第２の復調用信号No.１は第１の復調用信
号No.１の位相に対して90゜遅れる様に、即ちエコ
ー信号No.１の位相に対してα＋90゜位相が遅れる
様に定められる。第２の復調器４１がその出力
に、第４Ｅ図に示す第２の被復調信号No.１を発生
する。これはエコー信号No.１と第２復調用信号No.
１との積を表わす。第２の被復調信号No.１が低域
波器４３に印加され、第４Ｇ図に示すその包絡
線を再生する。遅延線４４が波された第２の被
復調信号No.１に予定の遅延を加えて、配列の他の
変換器からの同様に処理されたＱチヤンネル信号
が同時に発生し、このためコヒーレントに加算す
ることが出来る様にする。遅延させ且つ波され
た第２の被復調信号No.１が第４Ｊ図に示されてお
り、これを第２の遅延信号No.１と呼ぶ。

変換器１５−２で発生されたエコー信号No.２が
第４Ｃ図に示されている。前に第３Ｃ図について
述べた様に、エコー信号No.２のピークは、配列か
ら発射された超音波バーストのピークの発生時点
t₀より後の時点t₂に発生することが示されてい
る。エコー信号No.２のピークの発生時点t₂は、物
点２０と変換器１５−２との間の距離２２に関係
する。エコー信号No.２が第２の復調器４５に印加
される。この復調器には、第４Ｄ図に示す第２の
復調用信号No.２も印加される。第２の復調用信号
No.２は、第１の復調用信号No.２の位相よりも90゜
遅れる様に、即ちエコー信号No.２の位相よりもα
＋90゜位相が遅れる様に定められる。第２の復調
器４５の出力には、第４Ｆ図に示す第２の被復調
信号No.２が現われる。これはエコー信号No.２と第
２の復調用信号No.２との積を表わす。第２の復調
用信号No.２が低域波器４７に印加され、これが
第４Ｈ図に示す第２の被復調信号No.２の包絡線を
再生する。遅延線４８が波された第２の被復調
信号No.２に予定の遅延を加え、このため配列の他
の変換器からの同様に処理されたＱチヤンネル信
号が同時に発生し、この為コヒーレントに加算す
ることが出来る。遅延させ且つ波された第２の
被復調信号No.２が第４Ｋ図に示されており、これ
を第２の遅延信号No.２と呼ぶ。

第２の遅延信号No.１及び第２の遅延信号No.２を
加算増幅器４９で加算して、第４Ｌ図に示す第２
の和信号とする。配列の他の各々の変換器で発生
されたエコー信号が同様に処理されて、矢印５０
で包括的に示す様に加算され、加算増幅器４９の
出力には、配列の変換器で発生された全てのエコ
ー信号の、第２の和信号に対する寄与を表わす振
幅の大きい信号ΣQが得られる。

加算増幅器３５の出力からの第１の和信号及び
増幅器４９の出力からの第２の和信号が回路５１
に印加され、第１の和信号の自乗及び第２の和信
号の自乗の和の単調関数である合成信号が導き出
される。更に具体的に云うと、回路５１は、第１
の和信号の自乗と第２の和信号の自乗の和の平方
根に比例する合成信号を発生する。回路５１は、
その振幅が、夫々１つのエコー信号に対する各々
の第１の復調用信号の位相の設定に無関係であ
り、また各々の第２の復調用信号が夫々１つの第
１の復調用信号に対して直角位相関係に定められ
ているので、夫々１つのエコー信号に対する各各
の第２の復調用信号の位相の設定にも無関係であ
る様な合成信号を発生する。これは、次の例も考
えれば容易に理解されよう。第３Ｂ図の第１の復
調用信号No.１は第３Ａ図のエコー信号No.１の位相
よりα度だけ遅れているので、第３Ｅ図の第１の
被復調信号No.１のピーク振幅は、第３Ｂ図の第１
の復調用信号No.１が第３Ａ図のエコー信号No.１と
同相である場合に第１の復調信号No.１が持ち得る
最大値のcos α倍に等しい。第４Ｂ図の第２の復
調用信号No.１がエコー信号No.１の位相よりも（α
＋90）度だけ遅れているから、第４Ｅ図の第２の
被復調信号No.１の振幅は、第２の復調用信号No.１
がエコー信号No.１と同相である場合に第２の被復
調信号No.１がとり得る可能最大振幅のcos（α＋
90）倍であると云うことが出来る。第１の被復調
信号No.１の最大値を求めるには、第１の被復調信
号No.１及び第２の被復調信号No.２の夫々の自乗の
和の平方根を求めればよい。√²＋²（
＋
90）がαに無関係で１に等しいから、第１の被復
調信号の最大値がエコー信号No.１のピークに比例
することは明らかである。他の各々のエコー信号
が同様に処理されるから、この例で述べた結果
は、第１の和信号Σ及び第２の和信号ΣQにつ
いて有効であることは明らかである。第３Ａ図乃
至第３Ｄ図で、位相変囲又は角度αは60゜として
示してある。第４Ａ図乃至第４Ｄ図でも、角度α
は60゜として示してある。この為、各々のエコー
信号を処理するために１対の及びＱチヤンネル
を利用することにより、角度αに無関係な合成信
号が得られる。然し、和信号が形成される時の相
殺を防止するため、各々の第１の復調用信号及び
夫々のエコー信号に対する角度αは実質的に同じ
でなければならない。この結果は、夫々のエコー
信号に対する各々の第１の復調用信号の関係が略
同じになる様に、各々の第１の復調用信号の相互
の位相を設定することによつて達成される。各々
の第１の復調用信号の位相の設定は、物点２０か
ら夫々の変換器までの伝播距離に関係する。従つ
て、物点２０と異なつた位置の物点に対しては、
物点２０に対する第１復調用信号とエコー信号と
の間の相対的位相αの値とは異なつた相対的位相
αの値に設定することが必要である。このよう
に、αを所望の値に設定することによつて異なつ
た位置における物点の解像度を向上させることが
可能であるから、相対的位相αを設けることによ
り高解像度の領域を実質的に拡大することが可能
である。各々の第２の復調用信号は夫々の第１の
復調用信号に対して位相が直角即ち90゜遅れた関
係に定められるから、各々の第２の復調用信号に
対する適正な位相関係が自動的に得られる。

次に装置が物点２０の近辺の物点に応答する様
子を考える。第２図で、配列からの距離が物点２
０と同じであるが、変換器１５−１を中心とする
円弧に沿つて物点２０から横方向にずれた所にあ
る近くの物点５５を考える。変換器１５−１に対
する伝播通路が同じ長さであるから、近くの物点
５５から到達する信号は復調器２５で使われる復
調用信号波形に対し、物点２０からの信号と同じ
位相角αを持つている。然し、変換器１５−２の
様な他の変換器の信号は、距離６１及び６２の様
な通路の長さが等しくないため、物点２０からの
信号に較べて異なる位相で到着する。このため、
物点５５から変換器１５−２に到着する信号と第
１の復調器３１に印加される復調用信号との間の
位相角はαに等しくない。更に、実際の位相角は
変換器の位置につれて多少とも一様に変化する。
従つて、各々の特定の変換器に対し、夫々の復調
器の出力は、変換器の位置に応じて振幅並びに極
性が変化する。大きさ並びに極性のこういう変化
は、低域波器２７，３３及び遅延線２８，３４
でもそのまゝである。加算増幅器３５では、全て
の変換器から来る信号が代数的に加算され、これ
らの信号が大きさ並びに極性が多少とも一様に変
化するから、近くの物点５５からのエコーによる
エコー信号の正味の寄与は非常に小さくなる。Ｑ
チヤンネルで処理される物点５５からのエコー信
号に対する同様な解析によつても、加算増幅器の
出力に於ける正味の寄与は非常に小さくなる。従
つて、被復調信号の遅延並びに加算と共に、エコ
ー信号のコヒーレントな位相復調を利用すること
により、物点２０の近辺の物点からのエコー信号
の排除がよくなり、こうして高い分解能が得られ
る。焦点を合せた物点の距離範囲内にあるが、そ
れからずれた他の物点によつて変換器配列内で発
生されるエコー信号は、上に述べたコヒーレント
な位相復調及びコヒーレントな加算により、加算
増幅器の出力では平均して相殺される。焦点から
方位がずれたエコーに対する装置の感度分布が受
信ビームと呼ばれる。更に、超音波バーストが幅
の狭いビームに沿つて送信されると共に、配列の
変換器が受信するエコーが幅の狭いビームとなる
様に遅延させられて加算されるので、物点がビー
ムの軸線からかなり角度がずれれば、ビデオ出力
のエコーは、ビームの一杯の強度がこの物点に向
けられないこと並びに受信ビームもこの物点に向
けられていないことの両方の理由で、相当減衰す
る。

第２図の装置が正しく動作する為には、夫々の
エコー信号に対する各々の第１の復調用信号の位
相が、どの対の信号でも実質的に同じになる様に
すべきである。勿論、第２の復調用信号の位相は
第１の復調用信号の位相を定めたことによつて定
められる。異なる距離の所にある物点は、加算増
幅器３５，４９の出力に理想的な応答を得る為
に、第１の復調用信号並びに勿論第２の復調用信
号の相異なる相対的な位相を必要とする。物点２
０の距離からの小さな距離増分に対しては、第１
の復調用信号の、及び第２の復調用信号の相対的
な位相条件は、理想的な相対的位相を利用した場
合に得られる性能に較べて、性能に目立つたずれ
が生ずる程は変化しない。然し、物点２０とは距
離の異なる或る物点では、変換器までの伝播時間
が変化する関係により性能が限界的になり、大体
理想に近い性能を得る為には、第１及び第２の復
調用信号の相対的な位相関係を新しいものにする
ことが必要である。この新しい１組の相対的位相
関係は或る距離範囲にわたつて有効であり、それ
を越えると別の１組の位相関係が使われる。一般
的に、超音波バーストが物体領域内に深く進入す
るのにつれて、焦点を合せる物点は、復調用信号
の位相関係を個別の段階に分けて又は連続的に逐
次的に調節することにより、バーストを追跡する
ようにする。距離に対する相対位相の設定値に対
する異なる条件に対処する為、第１及び第２の復
調用信号の位相を設定し直すやり方を第５図の機
能的なブロツク図について説明する。

受信ビームを線２１の様な特定の方向に方向ぎ
めする為には、復調用信号の正しい位相関係を選
択する他に、線形配列の場合について式(1)につい
て説明した様に、及びＱチヤンネルの各々で遅
延時間を加える必要がある。方向ぎめされた受信
ビームの方向にある特定の物点に焦点を合せる為
には、各々のチヤンネル及び各々のＱチヤンネ
ルに、前に式(2)について説明した様な集束用の遅
延を更に加える。一層離れた物点からエコーを受
信する様に焦点を維持する為に、集束用の遅延は
距離と共に変更することが出来る。

配列から順次一層遠く隔たる、即ち一層大きな
距離の所にある相次ぐ物点から受取つた相次ぐエ
コーが、配列１１の変換器で相次ぐ組の電気信号
を発生する。相次ぐ組の第１の復調用信号及び第
２の復調用信号に前に説明した様な適正な相対位
相関係を持たせる。更に、チヤンネル及びＱチ
ヤンネルで加える方向ぎめ遅延及び集束用の遅延
は前に説明した様に変える。この結果、回路５１
の出力に現われる合成信号は、相次ぐ物点から受
取つたエコーに対応する要素を含む。

複数個の超音波バーストを配列に印加して、複
数個のエコー信号を発生させ、回路５１の出力に
複数個の合成信号を発生することが出来る。更
に、送信及び受信ビームの角度は、各々のバース
トの後、増分的に変えて、配列の片側の一方の極
限の角度から反対側の極限の角度まで走査するこ
とが出来、対応する合成信号を求めることが出来
る。次に合成信号を表示装置で種々の走査様式で
適当に表示して、視界内にある身体の組織構造を
可視的に表示することが出来る。人体内部の移動
する物体の可視像を描く為に、十分高い繰返し速
度を使うことが出来る。

物体領域からエコーを受信する期間の間に、第
１の復調用信号及び第２の復調用信号の相対位相
を予め設定するやり方、並びにコヒーレントな復
調を維持する為に、第１の復調用信号及び第２の
復調用信号の相対位相を距離と共に変えるやり方
を、第５図について説明する。受信ビームを種々
の角度で種々の距離の所に焦点を合せる為に、
及びＱチヤンネルの各々で遅延時間を定めるやり
方も第５図について説明する。

第５図は、第２図について説明した本発明の一
実施例を用いた超音波作像装置６０の機能的なブ
ロツク図である。第５図に示した素子の内、第２
図の素子と同一のものは、同じ符号で表わしてあ
る。送信機６１が適正な持続時間及びタイミング
のパルスを線形配列１１の変換器に供給して、送
信ビームを形成する。送信ビームは多数の相異な
る方向に向けることが出来る。ビームの各々の方
向又は位置にビーム番号が付けられる。送信ビー
ムの方向を制御するビーム番号が、ビーム番号制
御器６２から送信機６１に供給される。送信機６
１及びビーム番号制御器６２を動作させる周波数
が、主発振器６５に接続された周波数合成器６
３，６４から夫々供給される。

複数個の前置増幅器６６を設ける。各々の前置
増幅器は夫々の変換器と夫々１対の及びＱ信号
処理チヤンネルとの間に接続されて、処理するの
に適した振幅を持つエコー信号を発生する。時間
利得制御回路６７が、エコー信号の処理を容易に
する為、距離の関数として配列１１の種々の変換
器で発生されたエコー信号の振幅を等しくする為
の出力信号を各々の前置増幅器６６に加える。時
間利得制御回路６７は、各々の超音波バーストが
送信された後、ビーム開始信号によつて作動され
る。このビーム開始信号は、ビーム開始回路６８
から出力され、送信機６１からのパルスと同期し
ている。ビーム開始信号は、これから説明する様
に、及びＱ波形発生器の位相を予め設定する動
作を開始するためにも使われる。及びＱ波形発
生器７５が第２図の第１の復調用信号生器２６及
び第２の復調用信号発生器４２により発生される
出力を発生する。及びＱ波形発生器７６が第２
図の第１の復調用信号発生器３２及び第２の復調
用信号発生器４６により発生される出力を発生す
る。送信機６１から供給されるパルスと同期した
受信開始回路６９が、これから詳しく説明する様
に、配列の種々の変換器に関連した信号処理チヤ
ンネルに対する位相滑り（phase slip）順序を制
御する為に使われる受信開始信号を、ビーム開始
信号が発生した後に発生する。

前に述べた様に、配列１１で発生される各々の
エコー信号に対する第１及び第２の復調用信号の
相対位相関係の最初の設定は、受信ビームの方向
の関数である。コヒーレントな復調を達成する為
に、特定の変換器に関した第１及び第２の復調用
信号の位相をエコーを受信する距離と共に変えな
ければならないが、その変え方も受信ビームの方
向の関数である。前に述べた様に、コヒーレント
な加算を行う為に、各々の信号処理チヤンネルで
必要な遅延も受信ビームの方向の関数である。こ
の為、各々の受信ビーム位置に対し、独特の１組
の、位相を予め設定したデータを全てのチヤンネ
ルの復調回路に供給しなければならないと共に、
独特の１組の遅延時間データを全てのチヤンネル
の遅延線に供給しなければならない。一般的に、
線形配列では式(1)で表わす位相関係は距離に無関
係であり、ビーム角度だけに関係するが、式(2)で
表わされる位相関係は距離にも関係し、従つて時
間に依存性を持ち、この為時間に依存性を持つ一
連の位相関係の変化が必要である。これが位相滑
り計画によつて行われる。１対ずつ独特の位相滑
りデータの計画を用意しなければならないが、こ
れは異なる方向に対して異なる速度で行われれ
ば、１組の位相滑りによつて十分に近似すること
が出来る。こうすると、位相関係全体は、ビーム
の角度だけに関係する部分と、パラメータとして
のビーム角度に関係するが、その他の点では距離
にだけ関係する部分とに分けられる。位相関係の
内、角度だけに関係する部分は位相プリセツトと
して扱われる。各々のビーム番号に対して位相プ
リセツト・データが取出され、このデータは位相
プリセツトROM（読取専用記憶装置）７１に貯
蔵されている。各々のビーム番号に対してチヤン
ネル遅延データが取出され、このデータは遅延
RAM（ランダム・アクセス記憶装置）７３に貯
蔵されている。各々のビーム番号に対して位相滑
りデータが取出され、このデータは位相滑り
ROM７２に貯蔵されている。前に述べた様に、
位相滑りデータは、その計画を異なる角度では異
なる速度で読出せば、１個の計画にまとめること
が出来る。

次に前述の作用を実行する態様を説明する。最
初に、種々のチヤンネルに於ける第１及び第２の
復調用信号の相対位相を、特定の番号を持つ受信
ビームに対するコヒーレントな復調が出来る様に
プリセツトする場合を考える。変換器１５−１か
らのエコー信号に対する第１及び第２の復調用信
号が及びＱ波形発生器７５によつて発生され
る。変換器１５−２からのエコー信号に対する第
１及び第２の復調用信号が及びＱ波形発生器７
６によつて発生される。各々のチヤンネルに於け
る各々の第１及び第２の復調用信号は夫々、互い
に45゜だけずれた８つの位置の内の任意の１つに
プリセツトすることが出来る。発生器７５は除数
８の２進計数器７７によつて制御される。発生器
７６は除数８の２進計数器７８によつて制御され
る。除数８の２進計数器の各々が持ち得る８個の
位相位置の内の任意の１つは、この除数８の計数
器を夫々３ビツト・ワードでプリセツトすること
によつて得られる。３ビツト・ワードは位相プリ
セツトROM７１から取出される。各ビーム番号
に対し、複数個の３ビツト・ワードがROM７１
に貯蔵されている。各ワードは夫々の及びＱ波
形発生器の位相設定値を表わす。この為、ビーム
番号制御器６２から線７４にビーム番号が現われ
た時、ROM７１がアクセスされて、全てのチヤ
ンネルの除数８の２進計数器を適正にプリセツト
する。ビーム開始回路６８からビーム開始信号が
現われた時、除数８の２進計数器７７，７８が作
動される。変換器で発生されるエコー信号の周波
数の８倍の周波数で現われるパルスが、主発振器
６５から入力を受取る周波数合成器８３から、
夫々の禁止ゲート８１，８２を介して除数８の２
進計数器７７，７８に印加される。この為、特定
のビーム番号によつて選定された方向に沿つて超
音波バーストが送信された後、位相プリセツト
ROM７１から、夫々の信号処理チヤンネルに関
連した各々の８ビツト２進計数器に対して情報が
供給されて、他のチヤンネルの第１及び第２の復
調用信号に対して適正な位相関係を持つ第１及び
第２の復調用信号が発生され、物体領域の最初の
距離範囲に於けるエコー信号のコヒーレントな復
調が出来る様にする。全てのチヤンネルが同じク
ロツクパルスを受取るので、走査の始めにある位
相プリセツト・カウントの差はその走査全体を通
じて保たれる。

前に述べた様に、種々の信号処理チヤンネルの
第１及び第２の復調用信号を互に他のチヤンネル
に対し適正な相対位相にする為には、各々の第１
及び第２の復調用信号の位相を距離と共に変え
て、この適正な相対位相を保つことが必要であ
る。各チヤンネルの第１及び第２の復調用信号の
位相が距離と共に変わる態様は、ビーム番号、即
ちビームの角度の向きに関係すると共に、変換器
配列の中心に対する変換器の位置にも関係する
が、これを次に説明する。エコー信号のコヒーレ
ントな復調を維持する為に、１つのチヤンネルの
第１及び第２の復調用信号の位相を距離と共に変
えるべき大きさは、式(2)を考えれば、線形配列の
場合は容易に確めることが出来る。遅延時間T_k
は、距離Ｒ、考えている特定の変換器素子x_k及び
ビームの配列に対する法線となす角θの関数であ
る。遅延時間T_kは、この独立変数を変換器の共
振周波数の１サイクルの周期で割ることにより、
変換器の共振周波数に於ける位相変数に変換する
ことが出来る。即ち、所定の変換器素子x_kに必要
な位相変化は距離Ｒ又は時間に対して反比例、且
つθの余弦の自乗に正比例して変化する。この関
係を利用して各々の信号処理チヤンネルで距離に
対する位相滑りを定めるやり方を次に説明する。
信号処理チヤンネルの第１及び第２の復調用信号
の位相の滑りは、周波数合成器８３から禁止ゲー
ト８１，８２の様な禁止ゲートを介して、計数器
７７，７８の様な除数８の２進計数器に供給され
る一連のパルスから、１つのパルスを削除又は禁
止することによつて得られる。各々の禁止ゲート
には位相滑りROM７２から一連のビツトが供給
される。或るビツトがその補数に変つた時、何時
でもパルスは除数８の２進計数器へ通過すること
を禁止ゲートによつて禁止され、この為２進計数
器の45゜の位相滑りを生ずる。位相滑りROM７２
は逐次的なアドレスに一連のワードを持つてい
る。各ワードにあるビツト数は装置のチヤンネル
の数に等しい。相次ぐワード中の同じ番号のビツ
トが、アドレス計数器８６の逐次的な計数動作に
従つて、対応する禁止ゲートに順次供給される。
アドレス計数器８６はゲート８７を介して周波数
合成器８８に接続されている。周波数合成器８８
は主発振器６５によつて制御される。周波数合成
器８８が、ビーム番号制御器６２から供給された
ビーム番号の関数である周波数を持つ出力信号を
発生する。特に、周波数合成器８８の出力信号の
周波数は、式(2)の因子cos²θに比例する。ゲート
８７は、受信開始回路６９から受信開始信号が発
生する前は、周波数合成器８８からの出力信号が
アドレス計数器８６に通過するのを阻止する。ゲ
ート８７に受信開始信号が現われると、周波数合
成器８８の出力がアドレス計数器８６に印加され
る。アドレス計数器８６が各アドレスに進む速度
は、周波数合成器８８から供給される周波数に関
係する。配列に対して法線方向のビームでは、周
波数合成器８８から供給される周波数は、特定の
計数速度に対応する或る１つの値を持つ。法線か
ら角度θだけずれたビームでは、この周波数は因
子cos²θだけ増加する。従つて、アドレス計数器
８６は一層早い速度で動作し、位相滑りROM７
２のワードのビツト符号の変化が一層速い速度で
起り、この為除数８の２進計数器の位相変化を一
層速く行う。

処理された信号のコヒーレントな加算を行う為
に、各々のチヤンネル及び各々のＱチヤンネル
に遅延時間を加える態様を次に説明する。前に述
べた様に、処理された信号をコヒーレントに加算
する為に各々の信号処理チヤンネルに加えなけれ
ばならない遅延時間が、ビームの角度θ又はビー
ム番号の関数である。適当な遅延を加える為に、
遅延線２８，３４の様なチヤンネルの遅延線及
び遅延線４４，４８の様なＱチヤンネルの遅延線
は、それに供給された周波数に依存する様に作ら
れる。ビーム番号制御器６２から線７４に特定の
ビーム番号が現われた時、１組の周波数が及び
Ｑチヤンネルの遅延線に印加され、その遅延をコ
ヒーレントな加算を行うのに適切な値に定める。
各々のチヤンネル遅延線及び各々のＱチヤンネ
ル遅延線が方向ぎめの遅延並びに動的焦点用の遅
延を生じる。必要な方向ぎめの遅延は、線形配列
の場合、式(1)によつて定められる。動的集束に必
要な遅延はこの場合、式(2)によつて定められる。
式(1)及び式(2)の条件に合う様な周波数依存性の遅
延を与える周波数依存性遅延線が、カルフオルニ
ア州のソサエテイ・オブ・フオトオプテイカル・
インスツルメンテーシヨン・エンジニアーズから
出版された「心臓欠陥作像及び像処理、理論と実
際」1975年、72巻）所載のW.L.ビーバー他の論
文「２次元の変換配列を用いた超音波作像」の第
９図に示され且つ説明されている形式のものであ
つてよい。この論文の第９図には、変換器配列か
らのエコー信号を処理する複数個の信号処理チヤ
ンネルが示されている。各チヤンネルが方向ぎめ
の為の第１及び第２のCCD遅延線と集束用の第
３のCCD遅延線を含んでいる。第１の遅延線は、
配列の片側から反対側まで、長さが直線的に変化
し、第２の遅延線も長さが相補形に変化する。第
１のクロツクが第１の遅延線に対して第１のクロ
ツク周波数を供給し、第２のクロツクが第２の遅
延線に対し第２のクロツク周波数を供給する。各
チヤンネルの第１及び第２の遅延線にある段の総
数は同じである。従つて、チヤンネルの相対的な
遅延したがつて形成された受信ビームの角度は第
１のクロツク周波数及び第２のクロツク周波数の
相対的な大きさに関係する。これらの周波数が同
じであれば、受信ビームは配列に対する法線の向
きである。第１のクロツクの周波数が一方の極限
値であり、第２のクロツクの周波数が別の極限値
である時、受信ビームは配列の法線に対して一方
の極限の角度の向きになり、逆の場合には反対の
極限の角度の向きになる。各チヤンネルにある第
３の遅延線は多数の段を持ち、その段数は、最大
数の段を持つ中心チヤンネルから、両端にある最
小数の段まで２次式に従つて変化する。第３の遅
延線は第３のクロツクによつて駆動される。第３
のクロツクの周波数は、動的集束を得るため、式
(2)によつて要求される通り、パルス・エコー・サ
イクルにわたつて変化される。この為、各々第
１、第２及び第３の部分からなる第１の複数個の
遅延線を装置のチヤンネルに対する遅延線とし
て利用し、各々第１、第２及び第３の部分からな
る第２の複数個の遅延線を装置のＱチヤンネルに
対する遅延線として利用することが出来る。各々
のビーム番号に対して、１組の３つの周波数が決
定され、それが全てのチヤンネルの及びＱ遅延
線に供給された時、適正な遅延が得られる。
RAM７３をビーム番号によつてアクセスした
時、１組の３つの周波数に関するデータが周波数
合成器８５に送出され、この周波数合成器が及
びＱチヤンネルの全ての遅延線に対する適正な１
組の３つの周波数を供給する。この場合、希望に
よつては動的集束を行うためにパルス・エコー期
間の間第３のクロツクの周波数を変えることが必
要である。然し、この様な動的集束は、クロツク
の時間変化によつてCCD遅延線構造に歪み誤差
が導入されることがある。

CCD遅延線構造は、帯域幅も遅延時間の精度
も制約のあるサンプル・データ構造である。従来
の装置では、こう云う制約によつて共振周波数、
並びに所定の扇形角度に対し変換器配列の開口が
著しく制限されている。この為、これらの従来の
装置は、分解能又は達成し得る最大扇形角度、又
はその両方が制限されていた。本発明では、同期
復調器が、CCD構造の帯域幅の制約を越えずに、
共振周波数を高くすることが出来る様にする手段
になる。このため一層幅の広い変換器配列並びに
大きな扇形角度を使うことが出来る。これらの改
良によつて、医療診断用又はその他の目的の為
に、関心が持たれる組織構造の広い視野にわたつ
て高い分解能が達成される。

次にパルス・エコー・サイクル又は動作期間に
わたる第５図の装置の動作を説明する。送信機６
１から配列１１の変換器に対して励振パルスが印
加される直前に、ビーム番号制御器６２からのビ
ーム番号信号が線７４に現われる。線７４に現わ
れるビーム番号信号が送信機６１に印加されて、
送信機６１から配列１１の変換器に供給される励
振パルスの適当な遅延時間を定め、ビーム番号に
対応する特定の向きに向けられる超音波ビームを
発生する。ビーム番号信号は位相プリセツト
ROM７１にも印加されて、それによつてアドレ
スされたデータを呼出す。このデータが各々の信
号処理チヤンネルに関連した除数８の２進計数器
７７，７８に送られ、除数８の２進計数器を、配
列の形状に適切な位相関係の角度依存部分に対応
する初期カウントにプリセツトする。これによつ
て、及びＱ波形発生器７５，７６が相互に正し
い位相に設定されて、配列１１の近視野から配列
の変換器が受信したエコー信号のコヒーレントな
復調が出来る様になる。ビーム番号信号は周波数
合成器８８にも印加され、この周波数合成器がビ
ーム番号に対し適切な位相滑り周波数を発生する
様にする。ビーム番号信号は更に遅延RAM７３
にも印加されて、その中の遅延時間クロツク周波
数データを呼出し、このデータが周波数合成器８
５に印加されて、遅延線の各部分に対して１つず
つ、１組の周波数を発生させる。方向ぎめの遅延
が、送信ビームと同じ方向の受信ビームに沿つて
受信するのに対応して、遅延線２８，３４，４
４，４８に発生される。更に、動的集束用の遅延
が、信号処理チヤンネルで処理されたエコー信号
に対してコヒーレントな加算を行うことが出来る
ようにする為、近視野に於ける或る１つの値に設
定され、エコーを受信する距離が増すにつれて漸
進的に変化するように遅延線に加えられる。

送信機６１からの励振パルスが超音波バースト
を発生し、それが配列１１から出たすぐ後に、ビ
ーム開始信号が発生され、時間利得制御回路６７
に印加される。この回路が距離の関数として前置
増幅器６６の利得を制御し、配列の変換器で発生
された受信エコー信号の振幅を等しくする。ビー
ム開始信号は、計数器７７，７８の様な除数８の
２進計数器をも作動して、その計数を開始させ、
こうして発生器７５，７６の様な及びＱ波形発
生器を作動し、装置の種々のチヤンネルに対する
及びＱ波形を発生して、これらのチヤンネルに
現われる種々のエコー信号をコヒーレントに復調
する。エコー信号は、配列の近視野にある物点か
らのエコーによつて最初に発生される。全てのチ
ヤンネルの遅延線の方向ぎめ及び動的集束用の遅
延は、全てのチヤンネルの第１及び第２の復調器
の出力に現われる被復調信号が同時に発生し、そ
の為加算増幅器でコヒーレントに加算される様
に、これらの被復調信号に対して遅延を与える様
に定められる。

ビーム開始信号のすぐ後に、受信開始回路６９
から受信開始が発生されて、ゲート８７に印加さ
れる。ゲート８７が開き、周波数合成器８８の出
力に現われる信号がアドレス計数器８６に印加さ
れ、アドレス計数器は周波数合成器８８からの信
号の周波数によつて決定される速度で計数を行
う。アドレス計数器８６が位相滑りROM７２の
アドレスを特定の速度で進め、この為ゲート８
１，８２の様な禁止ゲートが、周波数合成器８３
からのパルスを脱落させ、こうして除数８の２進
計数器の位相を変える。除数８の２進計数器の位
相を滑らせることにより、全ての信号処理チヤン
ネルの及びＱ波形の位相は、配列から一層離れ
た距離の所にある物点から反射されたエコーによ
つて発生されたエコー信号のコヒーレントな復調
作用が保たれる様な相対的な値に保たれる。ま
た、バルス・エコー・サイクルの間、遅延RAM
７３から供給されるデータにより、遅延線の動的
集束用部分に印加されるクロツク信号の周波数が
変えられて、配列から一層離れた距離にある物点
に焦点を合わせる。一層離れた所にある物点から
の処理済みのエコー信号が加算増幅器３５，４９
でコヒーレントに加算される。加算増幅器３５，
４９からの信号が回路５１に印加される。回路５
１が加算信号Σの自乗及び加算信号ΣQの和の
平方根に比例する出力を発生する。回路５１の出
力は、ビデオ信号と呼ぶが、時間の関数として
種々の距離に於けるエコー強度に対応する振幅変
動を持つている。このビデオ信号をオシロスコー
プの様な種々の表示装置に印加して、時間の関数
として信号の振幅を表示し、時間すなわち距離の
関数として物点を可視的に表示することが出来
る。希望によつては、表示の為に、ΣQ及びΣ
信号の他の組合せを形成してもよい。

特定のビームに対するパルス・エコー・サイク
ルを何回か繰返し、他のビーム番号に対して同じ
サイクルを順次行うことが出来る。こうすると、
ビームによつて走査される領域内にある、エコー
を発生する物点を表示することが出来る。

配列１１の変換器１５は任意の共振周波数を持
つていてよい。典型的には、変換器１５の共振周
波数は2.0乃至5.0メガヘルツであつてよい。及
びＱ波形発生器７５，７６の周波数、従つて除数
８の２進計数器の周波数は、変換器１５の共振周
波数と略同じにする。周波数合成器８３の出力の
周波数は除数８の２進計数器の基本周波数の８倍
にし、従つて共振周波数が2.25メガヘルツの変換
器では、18メガヘルツになる。送信機から供給さ
れるパルスは約２マイクロ秒の持続時間を持つの
が便利である。こうすると、励振された時、変換
器は数サイクル振動する。送信機パルスの繰返し
速度は３キロヘルツ程度にするのが便利である。
この周波数（繰返し速度）は、配列から超音波を
送込む物体領域内の超音波の透過並びにそれから
の反射の奥行に関係する。周波数合成器６３が、
送信機６１によつてこういう持続時間並びに繰返
し速度を持つパルスを発生する為の適切な周波数
情報を供給する。ビーム番号制御器６２の逐次的
動作は励振パルスの繰返し速度に関係し、この
為、周波数合成器６４がこのクロツク動作に適し
た周波数を供給する。位相滑り動作の為に作られ
る周波数合成器８８の出力の周波数は、周波数合
成器８３の周波数範囲内にある。この範囲がビデ
オ周波数帯または変換器の共振周波数に近い周波
数領域を含まないことが好ましい。遅延線の遅延
を制御する為に使われる周波数合成器８５によつ
て発生される周波数は、一般的に変換器の周波数
範囲より高く、即ち4.5メガヘルツ又はそれ以上
である。主発振器６５は、種々の周波数合成器に
よつて発生される周波数が適切な値を持つことが
出来る様に、装置で使われる最高周波数より何倍
か高い周波数を発生する。

線形配列１１を、夫々縦方向に0.25mmの幅を持
つ約50個の変換器素子で構成し、これらの変換器
素子を縦方向に中心間約0.3mm隔てゝ構成するこ
とが出来る。

以上説明した如く、本発明によれば、変換器配
列から発生する複数個のエコー信号に対して所定
の位相関係をもた複数個の復調用信号でコヒーレ
ント復調を行つて複数個の被復調信号を形成し、
これらの被復調信号を遅延し且つ加算して加算信
号を形成している。その場合に、夫々のエコー信
号に対応する復調用信号は実質的に同一の相対的
位相関係を持つているおり、且つコヒーレント復
調によつて形成される被復調信号は全て同一の極
性を有しているので、特定の物点に対しての画像
情報のみが強調され、一方その物点の周辺部から
の画像情報を相殺される傾向となるので、解像度
が著しく向上される。

本発明を変換器の線形配列を用いた装置につい
て説明したが、本発明はエコーによつて発生され
た信号をコヒーレントに加算する為に遅延時間を
必要とする様な、線形配列以外の配列を用いた装
置にも使えることは云う迄もない。

本発明を医療診断用に人体内の組織構造を作像
する場合について説明したが、本装置を鋳物の不
良の検出という様な他の目的にも使うことが出来
ることは勿論である。

以上、詳説した如く、本発明によれば、バース
ト発生・指向手段と、変換器配列と、第１復調用
信号供給手段と、第１復調用信号による復調手段
と、第１被復調信号を遅延させる手段と、第１和
信号を得る為に遅延された第１被復調信号を加算
する加算手段と、第２復調用信号供給手段と、第
２復調用信号による復調手段と、第２被復調信号
を遅延させる手段と、第２和信号を得る為に遅延
された第２被復調信号を加算する加算手段と、第
１和信号と第２和信号を合成する合成信号形成手
段とを有する超音波作像装置が提供される。この
様に、変換器配列で発生されるエコー信号を所定
の周波数の復調用信号で復調し、かくして得られ
た被復調信号を遅延させると共に加算して和信号
を得ることにより、例えば第２図に示した関心の
ある物点２０の近傍の物点５５からのエコー信号
の排除が良くなり、超音波作像装置としての分解
能が著しく向上される。更に、互いに直角位相関
係にある一対の第１及び第２復調用信号を使用し
て復調すると共に、遅延及び加算を行なう２チヤ
ンネルの構成を有しており、又夫々のチヤンネル
で得られた第１及び第２和信号を所定の方法合成
する合成信号形成手段を設けてあるので、設定位
相αに依存しない合成信号を得ることが可能であ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は超音波作像装置の動作を例示するブロ
ツク図、第２図はこの発明の原理を説明する為
の、超音波作像装置の一部分の機能的なブロツク
図、第３Ａ図乃至第３Ｌ図は第２図に示した装置
のチヤンネルに関連する種々の点に現われる電
圧信号の振幅対時間波形を示すグラフであり、第
３Ａ図乃至第３Ｌ図に示した信号の発生個所が第
２図のブロツクでは、その信号を示す図面番号の
文字によつて表わされている。第４Ａ図乃至第４
Ｌ図は第２図に示した装置のＱチヤンネル内の
種々の点に現われる電圧信号の振幅対時間関係を
示すグラフで、第４Ｍ図は第３Ｌ図及び第４Ｌ図
の信号から形成された合成信号を示すグラフであ
り、第４Ａ図乃至第４Ｍ図に示した信号が第２図
のブロツク図で発生される個所は、第２図では、
その信号を示す第４図の図面番号の文字にダツシ
ユを付けた文字によつて表わされている。第５図
はこの発明を実施した超音波作像装置の機能的な
ブロツク図である。 主な符号の説明 １１：変換器配列、１５：変
換器、２５，３１：第１の復調器、２６，３２：
第１の復調用信号源、２７，３３，４３，４７：
低域波器、２８，３４，４４，４８：遅延線、
３５，４９：加算増幅器、４１，４５：第２の復
調器、４２，４６：第２の復調用信号源、５１：
合成信号回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 超音波作像装置において、エコー信号を発生
   するために物点に衝突する所定の周波数の超音波
   バーストによつて発生される超音波エコーを受信
   する変換器配列、前記所定の周波数と実質的に同
   一の周波数であつて相対的に位相が異なつている
   複数個の復調用信号を供給する手段、前記変換器
   から得られた前記エコー信号の各々を前記複数個
   の復調用信号の対応するもので復調して夫々の被
   復調信号をえる復調手段、各被復調信号を同時に
   発生させるために夫々の変換器と前記物点との間
   の距離に対応する夫々の所定の時間だけ各被復調
   信号を遅延させる手段、遅延された被復調信号を
   加算して加算信号をえる加算手段、を有してお
   り、各エコー信号とそれに対応する復調用信号と
   の間の相対的位相は実質的に同一であり且つ前記
   複数個の被復調信号の極性が同一であるように設
   定されていることを特徴とする超音波作像装置。 ２ 特許請求の範囲第１項において、前記遅延手
   段によつて遅延される前に、各被復調信号を濾波
   して包絡線に変換し、該包絡線を遅延することを
   特徴とする超音波作像装置。 ３ 特許請求の範囲第１項又は第２項において、
   前記配列が線形配列であることを特徴とする超音
   波作像装置。