JPH0277243A - 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】 〔目　次〕 概要 産業上の利用分野 従来の技術 発明が解決しようとする課題 課題を解決するための手段 （ｉ）請求項１の発明 （ｉｉ）請求項２の発明 作用 （ｉ）請求項１の発明 （１１）請求項２の発明 実施例 （１）請求項１の発明 １、実施例と第１図との対応関係 ■、実施例の構成および動作 （イ）第１実施例 （ロ）位相シックの構成および動作 （ハ）第２実施例 （ニ）時変フィルタの構成と動作 （ｉｉ）請求項２の発明 ■、実施例と第２図との対応関係 ■、実施例の構成および動作 （ｉｉｉ　）発明の変形態様 発明の効果 〔概　要〕 ダイナミック・フォーカスの手法を適用した超音波診断
装置に関し、 減衰の大きい被検体の深部において鮮明な画像を得るこ
とを目的とし、 超音波を被検体に放射し、受信される反射超音波を電気
信号に変換する電気音響変換素子と、電気信号の位相を
変換する位相変換手段を含み、電気信号を時間遅延させ
る遅延手段と、反射超音波の予想される中心周波数に基
づいて、遅延手段の遅延量を制御する遅延制御手段と、
遅延手段の出力を演算処理して出力する信号処理手段と
を備えるように構成する。

〔産業上の利用分野〕

本発明は、超音波診断装置に関し、特に、ダイナミック
・フォーカスの手法を適用した超音波診断装置に関する
ものである。

〔従来の技術〕

超音波診断装置は、超音波を体表より体内へ放射し、反
射や透過する超音波を再び体表で受波して体内の情報を
取り出し、疾患の検査・診断を行なうための装置である
。

超音波診断装置では鮮明な画像を得るために、配列され
る電気音響変換素子から放射される超音波のフォーカス
点を合わせるようにしている。フォーカス点位置の変化
に伴い受信時には各電気音響変換素子とフォーカス点の
間の距離が変化するので、その変化に応じて電気音響変
換素子ごとに遅延量を設定するダイナミック・フォーカ
スという手法が大きく貢献している。

なお、ダイナミック・フォーカスについては、特開昭５
４−７７８６．米国特許筒４４８１８２３、特開昭５４
−９６２８６等が提案されている。

通常、超音波診断装置はｎ個の配列された電気音響変換
素子を備えており、該電気音響変換素子は駆動回路によ
り駆動されて超音波の送信を行なう。また、受信される
反射超音波は電気音響変換素子において電気信号に変換
されて、例えば位相シフタ、遅延線で順次遅延処理され
る。位相シフタは位相制御器で、遅延線は遅延線制御器
でそれぞれ制御され、位相シフト量、遅延量が設定され
る。

走査の方法は、例えばセクタ方式であれば、走査中に遅
延線を切り換える場合には切り換えによる雑音が断層画
像に生じるので、遅延線による遅延は走査線上の一点が
選択されると固定される（固定フォーカス）、走査する
直線に沿って変化する遅延は、位相シフタによって与え
られる。

受信する場合に遅延線制御器に設定されるｉ番目の電気
音響変換素子の遅延量τ、は、ｎ個の電気音響変換素子
の中心点とフォーカス点との距離をＬ　（ｍｍ）、中心
点とｉ番目の電気音客変換素子との距離をＸ、（ｍｍｌ
　、中心点とフォーカス点を結ぶ直線と中心点から被検
体に垂直に伸ばす直線とがなす角度をθ（ｒ　ａ　ｄ）
　、音速をｃ　（ｍｍ７秒）とすれば、 −・−・・・（１） で与えられる。ここで、τ。は全てのτ、が負にならな
いための定数である。

いま、電気音響変換素子個々の間隔をｐ　（ｍｍ）とす
れば距Ｎ　Ｘ　、　　（ｍ　ｍ　）は、で表される。

遅延線によるフォーカス（固定フォーカス）を距離Ｌ０
とした時の走査方向の距離Ｌ１における遅延量の補正Δ
τ逼は、 Δτ１＝τ＋（Ｌ、）−τ；（Ｌｏｌ−・・・−・（３
）で与えられる。従って、位相制御器に設定される位相
シフト量Δφ、は、送信する超音波の中心周波数をｆｏ
（Ｈｚ）とすれば、 Δφ８＝２πｆ０ｘΔτ、　　　　　　−・−・（４）
で与えられる。

上述したような遅延量９位相シフト量により遅延された
電気信号は信号処理回路に供給され演算処理されると例
えば画像メモリに格納されて表示部に出力される。

このようにしてダイナミック・フォーカスを行なってフ
ォーカス点位置の移動に伴う信号処理を行ない鮮明な画
像を得ている。

〔発明が解決しようとする課題〕

ところで、上述した従来方式にあっては、被検体中（例
えば生体）を伝播する超音波はその周波数に応じて減衰
するので、受信時には送信時より高周波数の波が減衰し
た周波数スペクトルを受信する。このため遅延手段とし
て中心周波数を用いる位相変換器を使用している場合に
は適性な遅延を与えられないという問題点があった。

減衰による超音波の中心周波数の低下については、例え
ば“ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣＡＴＴＥＮＵＡＴＩＯＮ　Ｔ
ＯＭＯＧＲＡＰＨＹＯＦ　５ＯＦＴ　Ｔｌ５ＳＬＩＥＳ
”、に、Ａ、Ｄｉｎｅｓ　ａｎｄ　Ａ、Ｃ，Ｋａｋ、Ｕ
ＬＴＲＡ−５ＯＮＩＣＩＭＡＧＩＮＧ　Ｖｏｌ、　１．
Ｎｏ、ｌ、１９７９＋ｐｐ１６−３３に述べられている
。

本発明は、このような点にかんがみて創作されたもので
あり、減衰が生じる被検体を走査する場合、減衰の大き
い被検体の深部において鮮明な画像を得るようにした超
音波診断装置を提供することを目的としている。

〔課題を解決するための手段〕 ｉ　１）１１の、８ 第１図は、請求項１の発明の超音波診断装置の原理ブロ
ック図である。

図において、電気音響変換素子１１１は、超音波を被検
体に放射し、受信される反射超音波を電気信号に変換す
る。

遅延手段！１３は、電気信号の位相を変換する位相変換
手段１１２を含み、電気信号を時間遅延させる。

遅延制御手段１１５は、反射超音波の予想される中心周
波数に基づいて、遅延手段１１３の遅延量を制御する。

信号処理手段１１７は、遅延手段１１３の出力を演算処
理して出力する。

従って、全体として、反射超音波の中心周波数に基づい
て、前記遅延制御手段１１５が遅延量を制御できる。

ｊ　　發・工２の　■ 第２図は、請求項２の発明の超音波診断装置の原理ブロ
ック図である。

図において、電気音響変換素子２２１は、超音波を被検
体に放射し、受信される反射超音波を電気信号に変換す
る。

受信手段２２２は、電気信号を時間遅延させる遅延手段
２２３、複数個の遅延量を有し遅延手段２２３を制御す
る遅延制御手段２２５、遅延手段２２３の出力を演算処
理する信号処理手段２２７を含む。

走査手段２２８は、電気音響変換素子２２１と受信手段
２２２のそれぞれに接続されて、繰り返して走査を制御
する。

格納手段２２９は、信号処理手段２２７から出力される
情報を格納する。

表示手段２３１は、格納手段２２９に格納されている情
報を表示する。

遅延量決定手段２３３は、格納手段２２９に格納されて
いる情報のうち、被検体の表面から等距離にある情報を
比較してその変化の度合いが大きくなるように遅延制御
手段２２５に対して遅延量を提供する。

従って、全体として、遅延制御手段２２５が遅延量を複
数個存し、複数回の走査を行なって得られる情報を比較
して、変化の度合いが大きくなる遅延量を選択して遅延
制御手段２２５に設定できる。

〔作　用〕

一〇ＬＬｊＬａＬ！Ｌ上ｑ光里 電気音響変換素子１１１は超音波を被検体に放射し、反
射超音波を電気信号に変換する。

遅延制御手段１１５は予想される中心周波数より遅延量
を制御する。電気信号は該遅延量により遅延手段１１３
によって時間遅延される。遅延された電気信号は信号処
理手段１１７で演算処理されて出力される。

本発明にあっては、遅延制御手段１１５が反射超音波の
中心周波数に基づいて遅延量を制御するので、被検体の
深部において鮮明な画像を得ることができる。

ｊ　　ラ二１２の　日 電気音響変換素子２２１は超音波を被検体に放−射し、
反射超音波を電気信号に変換する。この電気信号は遅延
手段２２３によって時間遅延されて信号処理手段２２７
に供給される。信号処理手段２２７の出力は格納手段２
２９に格納される。

遅延制御手段２２５は遅延手段２２３が与える遅延量を
複数個有し、該遅延量を用いて走査手段２２８によって
走査を繰り返し、情報を格納手段２２９に格納する。

遅延量決定手段２３３は、得られる情報のうち被検体の
表面から等距離の情報を比較し、変化の度合いが大きく
なる遅延量を選択し、遅延制御手段２２５に提供する。

電気信号は供給される遅延量によって時間遅延されると
演算処理されて表示手段２３１に出力される。

本発明にあっては、遅延量決定手段２３３において情報
比較して変化の度合いが大きくなる遅延量を選択して遅
延制御手段２２５に供給されるので、適切な遅延量が得
られ、被検体の深部において鮮明な画像を得ることがで
きる。

〔実施例〕

以下、図面に基づいて本発明の実施例について詳細に説
明する。

第３図は、請求項１の発明の第１実施例における超音波
診断装置の構成を示す。

第４図は、請求項１の発明の第２実施例における超音波
診断装置の構成を示す。

第６図は、請求項２の発明の実施例における超音波診断
装置の構成を示す。

ここで、本発明の実施例と第１図との対応関係を示して
おく。

電気音響変換素子１１１は、電気音響変換素子３°１１
に相当する。

位相変換手段１１２は、位相シフタ３２１に相当する。

遅延手段１１３は、遅延回路３２０．遅延回路４２０に
相当する。

遅延制御手段１１５は、遅延制御回路３３０゜遅延制御
回路４３０に相当する。

信号処理手段１１７は、信号処理回路３４０に相当する
。

以上のような対応関係があるものとして、以下本発明の
実施例について説明する。

■　−の　ｊおよびゃ 第３図において、本発明の第１実施例は、超音波を送受
信するｎ個の電気音響変換素子（ＥＬ）３１１１〜３１
１ｎと、電気音響変換素子３１１を駆動する駆動回路３
１３と、受信される反射超音波を信号処理する受信部３
１０と、超音波ビームの走査を制御する走査制御部３１
５と、受信部３１０の出力を格納するメモリ部３１８と
、メモリ部３１８が格納する情報を出力する表示部３１
９とで構成される。

受信部３１０は、電気信号を遅延させるｎ個の遅延回路
３２０．〜３２０７と、遅延回路３２０を制御する遅延
制御回路３３０と、遅延回路３２０の出力を包絡線検波
や対数圧縮等の演算処理する信号処理回路３４０を備え
ている。

ｎ個の遅延回路３２０１〜３２０Ｒは、それぞれに対応
する位相シフタ３２１＋〜３２１，１と遅延線３２２．
〜３２２７とを備え、遅延制御回路３３０はｎ個の位相
シフタ３２１を制御する位相制御器３３１と、ｎ個の遅
延線３２２を制御する遅延線制御器３３２を備えている
。図では煩雑さを避けるためにこの信号線は省略してい
る。

受信に際して、走査制御部３１５は駆動回路３１３と受
信部３１０を制御する。駆動回路３１３はｎ個の電気音
響変換素子３１１の個々を駆動して受信される超音波を
電気信号に変換する。電気信号は受信部３１０に含まれ
て電気音響変換素子３１１のそれぞれに対応する遅延回
路３２０に供給される。それぞれの遅延回路３２０に供
給される電気信号は位相制御器３３１に設定されている
それぞれの位相シフト量により位相シフタ３２１におい
て移相される。続いて遅延線制御器３３２に設定されて
いるそれぞれの遅延量により遅延線３２２において遅延
される。

遅延回路３２０により遅延処理された電気信号は、信号
処理回路３４０に供給されて演算処理されるとメモリ部
３１８に格納され、表示部３１９において表示出力され
る。

ｎ個の位相シフタ３２１に設定される位相シフト量は以
下のようにして決定される。

例えば、周波数ｆ　（Ｈｚ）の超音波が生体組織内を伝
播する間に受ける減衰ＩＡ（ｆ、ｊりは一般に、 Ａ　（ｆ、　　ｆ）　＝　ｅｘｐ　（ａ　（ｆ　）　ｊ
２）　　−−−−１５）で表される。ｅｘｐは指数関数
、！は超音波が伝播する距離である。α（ｆ）は減衰係
数と呼ばれ、生体組織では一般的に、 α（ｆ）＝α。ｆ　　　　　　　　　・−・−・＝（６
）であり、周波数ｆに比例することが知られている。

ここでα。は各組織特有の比例定数である。人体の組織
では平均値としてｄＢ表示で１．０　（ｄＢ／ＭＨｚ／
ｃｍ　）といわれている。

電気音響変換素子から超音波が送出されるときの周波数
スペクトラムｔｔ　　（ｒ）は、中心周波数ｆｏ、分散
σの以下のガウス分布で与えられる。

Ｉｔ（ｆ）＝ｅｘｐ（−（ｆ　−ｒ　６）”／２　ａ　
”）　　　　−−−−−（７）（５）、　（６）、　（
７）式より、人体の軟組織内の距離ｌからの反射超音波
は受信までに距離２１伝播しているので、電気音響変換
素子で受信される反射超音波スペクトラムＩＩ（ｆ）は
、 ＩＲ（ｆ）＝ｅｘｐ（−（ｒ　−ｆ　ｏ）”／２　ａ”
　）・ｅｘｐ（−２ａｍ　ｆ　ｊ！　）　　　−−−（
８）となる。

（８）式より、Ｉｔ（ｆ）ノ中心周波数ｆｌ（１）は、
ｆ　ｍ　（ｊり＝　ｔ　ｏ　　２　ａ”　ｃｒｅ　ｌ　
　　　　　−・−−−−（９）と得られる。（９）式よ
り距＠１に比例して中心周波数ｆ、が減衰していること
がわかる。また、中心周波数の低下はα。とσにより決
定される。ここでσは電気音響変換素子の特性に依存す
るので実測して求め、α。は例えば１．０　（ｄＢ／Ｍ
Ｈｚ／ｃｍ　）を用いることで中心周波数の低下が決定
される。

（９）式により得られる中心周波数ｆえを（４）式に代
入すれば、 Δφ、＝２πｆｌ（ｆ）　　・Δτ、　　　・−・・・
・・０ωとなる。これは減衰を考慮した位相シフト量Δ
φ、となる。

走査にあたっては、減衰係数α・は組織ごとに異なるの
で何通りか予め設定することが望ましい。

また、００式で使用する中心周波数ｆｌとして任意の被
検体で実測した中心周波数ｆ、を使用しても良い。第７
図は、本実施例と従来の方式について超音波ビームに対
して直角方向のフォーカス点を含む直線上からの反射超
音波の受信レベルを示す。

フォーカス点からの反射超音波が最大受信レベルを示し
、本実施例の方がフォーカス点を中心にした受信信号レ
ベルの分布が狭く、指向性が向上していることがわかる
。

このようにして、反射超音波の中心周波数を予測して位
相シフトすることができるので、減衰の大きい被検体の
深部において鮮明な画像を得ることができる。

口　止　シックの　　およびΦ 第１Ｏ図は、位相シフタの構成の一例を示す。

位相シフタは、遅延回路７０１と、２つの乗算器７０３
および７０５と、加算回路７０７で構成される。

この位相シフタで、例えば振幅Ｖ　（Ｖ）　、角速度ω
（ｒ　ａ　ｄ／秒）で時間ｔ〔秒〕に依存する信号Ｖ　
ｃｏｓωｔの位相をシフトする。

まず、入力されるＶ　ｃｏｓωｔの一部を遅延回路７０
１に供給し周期の１７４時間だけ遅延させ、−Ｖｓｉｎ
ωもの信号を生成する。Ｖ　ｃｏｓωむは乗算器７０３
に、−Ｖｓｉｎωｔは乗算器７０５に供給される。乗算
器７０３にはｃｏｓθを設定しＶ　ｃｏｓωｔとの乗算
を行なってＶ　ｃｏｓωｔ　Ｇｏｓθの信号を生成し、
乗算器７０５には一５ｉｎθを設定し一■Ｓｉｎωｔと
の乗算を行なってＶｓｉｎωＬｓｉｎθの信号を生成す
る。

２つの乗算器７０３および７０５の出力は加算回路７０
７において加算処理される。

Ｖ　ＣＯ３（Ｌ）　Ｌ　ｃｏｓθ＋Ｖｓｉｎωｔｓｉｎ
θ＝Ｖｃｏｓ（ωむ一部＞　　　　　　−−−−−・−
・（１１）０１）式は、加算回路７０７で行なわれる処
理であり、加算回路７０７の出力が入力信号Ｖｃｏｓ／
ＩＪｔ。

より位相においてθだけ遅れる信号であることを表して
いる。

従って、２つの乗算器７０３および７０５に設定する位
相θの選択により、所望の移相を行なうことができる。

詳しくは、特開昭６３−１５３０５４号公報「超音波診
断装置」に述べられている。

−口％　　　’１ＪＯＥ医 第４図において、本発明の第２実施例は、第１実施例の
ｎ個の遅延回路３２０１〜３２０７をｎ個の遅延回路４
２０．〜４２０ｎで、遅延制御回路３３０を遅延制御回
路４３０で構成したものに一致する。

ｎ個の遅延回路４２０１〜４２０．゛はそれぞれがｎ個
の時変フィルタ４２３１〜４２３、と位相シフタ３２１
１〜３２１．および遅延線３２２゜〜３２２７で構成さ
れ、遅延制御回路４３０は時変フィルタの中心周波数を
制御するフィルタ制御器４３３と位相制御器３３１およ
び遅延線制御器３３２で構成される。

電気音響変換素子３１１により電気信号に変換される反
射超音波は、遅延回路４２０に供給される。遅延回路４
２０では、まず時変フィルタ４２３において所望の中心
周波数となる周波数スペクトルに変換され、位相シフタ
３２１に供給される。

位相シフタ３２１はその中心周波数に応じた位相シフト
ｌを与え、さらに遅延ｆ！３２２が遅延させる。従って
、どのような中心周波数の超音波を受信しても所望の中
心周波数として処理することができる。

第１実施例では被検体中は伝播する超音波の減衰係数を
一定として中心周波数を用いていたが、本実施例は、こ
の被検体中の減衰係数にばらつきがある場合に有効であ
る。

二　１　フ　ル夕の　　とφ 第５図は、第２実施例で使用した時変フィルタの構成の
例を示す。

時変フィルタは、６つの抵抗器５２１〜５２６と、３つ
のコイル５１１〜５１３と、３つの可変容量のダイオー
ド５３１〜５３３で構成される。

時変フィルタはＬＣ回路によるバンドパス特性を有して
おり、フィルタ制御器４３３から供給される制御電圧に
より容量の変化する３つのダイオード５３１．５３２お
よび５３３を用いてバンドパス特性の中心周波数を受信
中に変化させることができる。

この中心周波数は位相シフトｉの計算に使用した中心周
波数ｒｍに一致するように設定される。

これにより被検体の減衰係数にばらつきが生じて反射超
音波の中心周波数が位相シフタに設定される中心周波数
ｆＲからずれた場合でも時変フィルタによって中心周波
数をｆＲに一致させることができる（第８図（ａ）参照
）。

ここで、反射超音波の中心周波数が予想される中心周波
数ｆ、と大きく異なる場合には、時変フィルタ通過後に
信号レベルが大きく低下する（第８図（ｂ）参照）ので
、時変フィルタに設定する中心周波数は測定される受信
信号に近い値とする必要がある。

ここで、本発明の実施例と第２図との対応関係を示して
おく。

電気音響変換素子２２１は、電気音響変換素子３１１に
相当する。

受信手段２２２は、受信部３１０に相当する。

遅延手段２２３は、遅延回路３２０に相当する。

遅延制御手段２２５は、遅延制御回路３３０に相当する
。

信号処理手段２２７は、信号処理回路３４０に相当する
。

走査手段２２８は、走査制御部３１５に相当する。

格納手段２２９は、メモリ部３１８に相当する。

表示手段２３１は、表示部３１９に相当する。

遅延量決定手段２３３は、最適遅延量決定部６５０に相
当する。

以上のような対応関係があるものとして、以下本発明の
実施例について説明する。

■、−〜　の　　およびφ 第６図において、本発明の実施例は、請求項１の発明の
第１実施例の構成に最適遅延量決定部６５０を加えたも
のである。

最適遅延量決定部６５０は、メモリ部３１８に格納され
る情報より遅延量を決定し、位相制御器３３１に供給す
る。

上述した構成の超音波診断装置は、遅延制御回路３３０
で設定される一つのフォーカス点に対する遅延量を複数
有し、それらの中から最適な遅延量を決定することが特
徴である。ここで、最適な遅延量を決定する手段として
超音波ビームと画像の細かさの関係を用いた。この超音
波ビームと画像の関係は、例えば’ＱＩＩＡＮＴＩＴＡ
ＴＩＶＥＣＯＮＴＲＡＳＴＭＥＳＵＲＥＭＥＮＴ　　Ｉ
Ｎ　　　Ｂ−ＭＯ口Ｅ　　ＩＭ＾ＧＥＳ　　ＣＯＭＰＡ
ＲＩＳＯＮ　　ＢＥ−ＴＷＥＥＮ　ＥＸＰＥＲＩＭＥＮ
Ｔ　ＡＮＤ　ＴＨＩ！ＯＲＹ’、Ｓ、Ｈ，ＢＬＹ、Ｄ、
ＬＥＥ−ＣＨＡＨ八り１口、Ｒ，ＦＯＳＴＥＲ，Ｍ、Ｓ
、ＰＡＴＴＥＲＳＯＮ、Ｆ、Ｓ、ＦＯＳＴＥＲＡＮＤ　
Ｊ、Ｗ、ＨＵＮＴ、ｔｌｌｔｒａ−ｓｏｎｉ’ｃ　ｉｎ
　Ｍｅｄ、　＆　Ｂｉｏｌ、　Ｖｏｌ。

１２、　Ｎｏ、３．　ｐｐ１９７−２０８．１９８６に
述べられている。また、本実施例では反射超音波の予想
される中心周波数に対する位相シフ）ＩΔφ３を位相制
御器３３１に複数用意しておく。

反射超音波を受信して信号処理する手順は請求項１の実
施例と同じである。

まず、初期値のΔφ８を設定して走査を行ない情報をメ
モリ部３１８に格納する。さらに走査線をずらして走査
を行ない情報をメモリ部３１８に格納する。

生体中の組織からランダムな細かい反射がある場合、そ
のランダムな反射が重なり合った結果スペックルと呼ば
れる特有な粒状の画像（例えば第９１ｆｆｌ（ａ）、（
ｃ））が得られることが知られている。画像中体表より
等距離の部分に着目すればこのスペックルの細かさは超
音波ビームの幅にほぼ比例する。つまり、採取した断層
画像のメモリより体表から等距離の情報（例えば第９図
（ｂ）。

（ｄ））を読み出し、その情報の変化の度合いを検出し
てスペックルを検出する。このスペックルの変化を用い
てフォーカスの度合いを知す、スペックルが最も細かく
なるように遅延量を決定する。

最適遅延量決定部６５０において、メモリ部３１８から
等距離にある情報を抽出しスペックルを検出する。被検
体内で減衰量の分布があることから、抽出する等距離の
情報は多いほど精度が向上するが１０〜２０本が適当で
ある。

次に別な位相シフト量Δφ、について同様の走査を行な
いスペックルを検出する。位相制御器３３１が有する複
数の位相シフトＩを順次用いて複数回の走査を行ない、
最もスペックルが細かくなる位相シフト量を決定して、
位相制御器３３１に設定する。

以上の処理は中心周波数ｆｌ（ｆｆｉ）を距＃１．０（
固定フォーカス１．０）からの反射波のものと仮定して
行なう。

このように試行錯誤的にスペックルが最も細かくなる位
相シフト量を決定し、該位相シフト量を用いて受信され
る反射超音波を信号処理し、鮮明な断層画像をえること
ができる。

始めに設定する位相シフト量Δφ、は適性値にできるだ
け近い値とすると処理時間を短縮することができる０例
えば肝臓を観測するのであれば肝臓の減衰係数を使用し
、筋肉を観測するのであれば筋肉の減衰係数を使用する
ことが望ましい。あるいは反射超音波の中心周波数とし
て実測した中心周波数を使用しても良い、また、複数の
位相シフＨｉｔΔφ、は予め用意してもよいが走査の都
度中心周波数を変更して００式で計算しても良い。

スペックルの検出は、抽出する情報を信号レベルとすれ
ば、しきい値の信号レベル、例えば第９図（ｂ）および
（ｄ）の信号レベルｖＬを設定して、メモリ部３１８か
ら順次抽出する等距朋の信号レベルとしきい値の信号レ
ベル■、との交差回数によって行なうことができる。

請求項１の発明は中心周波数を用いる発明であったが、
その設定に使用する減衰係数はあくまでも生体組織の平
均値にすぎず、例えば筋肉組繊では１．８　（ｄＢ／Ｍ
Ｈｚ／ｃｍ　）　、脂肪組織では０．６　（ｄＢ／ＭＨ
ｚ／ｃｏ＋　）　、肝臓では０．７　（ｄＢ／ＭＨｚ／
ｃｍ　）と生体組織ごとに異なっている。さらに同じ組
織であっても固体間のばらつきがあるので、被検体によ
っては（９）、　（１１式で示したような位相シフトを
行なっても最適な遅延処理を行なえるとは限らない。本
発明はこのような場合に対処するべく、中心周波数を求
めずに最適な遅延処理を行なう方法である。

また、決定された位相シフト量は最適な位相シフト量を
与えるので、この位相シフト量より生体組織の減衰係数
や減衰係数分布等を得ることができる。これら情報を表
示部３１９より表示出力して多くの情報を得ることもで
きる。さらに最適位相量が保証されて音速の変化に応じ
た受信波の位相変化を自動的に補正できるので、位相シ
ックを備えない他の信号処理装置等にも適用が可能であ
る。

ＬＬ！！！　　の　・　）　ピ なお、請求項２の発明の実施例にあっては、位相変換器
を使用しないものであっても良い。

また、請求項１および請求項２の発明においては、遅延
制御手段としてアナログ回路を使用したが、アナログ−
ディジタル変換器を電気音響変換素子と遅延手段の間に
挿入し信号をディジタル化して処理を行なうものであっ
ても良い。

更に、ｒｌ、実施例と第１図との対応関係」、において
、本発明と実施例との対応関係を説明しておいたが、本
発明はこれに限られることはな（、各種の変形態様があ
ることは当業者であれば容易に推考できるであろう。

〔発明の効果〕

上述したように、請求項１の発明によれば、遅延制御手
段が反射超音波の中心周波数に基づいて遅延量を補正す
るので、被検体の深部において鮮明な画像を得ることが
でき、実用的には極めて有用である。

請求項２の発明によれば、遅延量決定手段において情報
を比較して変化の度合いが大きくなる遅延量を選択して
遅延制御手段に供給するので、被検体の深部において鮮
明な画像を得ることができ、実用的には極めて有用であ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は請求項１の発明の超音波診断装置の原理ブロッ
ク図、 第２図は請求項２の発明の超音波診断装置の原理ブロッ
ク図、 第３図は請求項１の発明の第１実施例による超音波診断
装置の構成ブロック図、 第４図は請求項１の発明の第２実施例による超音波診断
装置の構成ブロック図、 第５図は時変フィルタの構成図、 第６図は請求項２の発明の実施例による超音波診断装置
の構成ブロック図、 第７図は反射超音波の分布図５、 第８図は時変フィルタの受信信号の関係図、第９図は超
音波ビームの巾とスペックルの関係図、第１０図は位相
シフタの構成図である。 図において、 １１１．２２１は電気音響変換素子、 １１２は位相変換手段、 １１３．２２３は遅延手段、 １１５．２２５は遅延制御手段、 １１７．２２７は信号処理手段、 ２２２は受信手段、 ２２９は格納手段、 ２３１は表示手段、 ２３３は遅延量決定手段、 ３１１は電気音響変換素子、 ３１３は駆動回路、 ３１５は走査制御部、 ３１Ｂはメモリ部、 ３１９は表示部、 ３１０．４１０は受信部、 ３２０．４２０，７０１は遅延回路、 ３２１は位相シフタ、 ３２２は遅延線、 ３３０．４３０は遅延制御回路、 ３３１は位相制御器、 ３３２は遅延線制御器、 ４２３は時変フィルタ、 ４３３はフィルタ制御器、 ６５０は最適遅延量決定部、 ７０３．７０５は乗算器、 ７０７は加算回路である。 峰木巾１ｎ発明／Ｉ涼埋７１０・７７図第１図 Ｓｆｆｉｌ、＄２−鞘明め１１ト埋フ゛口・ンク２第２
図 ロ手ｌ妥フィルタＩ！２１祁１六′図 第５図 １しに工脚　２ｎ　肩ど９月め　×、を色イ超ψ　、櫃
凧゛プ゛ｏ７７゜手続補正盲動式） 平成１年１月１３日 １、事件の表示 昭和６３年特許願第２３０５５０号 ２、発明の名称 超音波診断装置 ３、補正をする者 事件との関係　　　特許出願人 住　所　　神奈川県用崎市中原区上小田中１０１５番地
名称　（５２２）富士通株式会社 ４、代理人　８１５１　′ｅ（０３）３７５−１６３１
住　所　　東京都渋谷区代々木２丁目１１番２号昭和６
３年１２月２０日（発送口） ６、補正の対象

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波を被検体に放射し、受信される反射超音波
   を電気信号に変換する電気音響変換素子（１１１）と、 前記電気信号の位相を変換する位相変換手段（１１２）
   を含み、前記電気信号を時間遅延させる遅延手段（１１
   ３）と、 前記反射超音波の予想される中心周波数に基づいて、前
   記遅延手段（１１３）の遅延量を制御する遅延制御手段
   （１１５）と、 前記遅延手段（１１３）の出力を演算処理して出力する
   信号処理手段（１１７）と、 を備えるように構成したことを特徴とする超音波診断装
   置。
2. （２）超音波を被検体に放射し、受信される反射超音波
   を電気信号に変換する電気音響変換素子（２２１）と、 前記電気信号を時間遅延させる遅延手段（２２３）、遅
   延量を複数個有し前記遅延手段（２２３）を制御する遅
   延制御手段（２２５）、前記遅延手段（２２３）の出力
   を演算処理する信号処理手段（２２７）を含む受信手段
   （２２２）と、 前記電気音響変換素子（２２１）と前記受信手段（２２
   ２）のそれぞれに接続されて、繰り返して走査を制御す
   る走査手段（２２８）と、 前記信号処理手段（２２７）から出力される情報を格納
   する格納手段（２２９）と、 前記格納手段（２２９）に格納されている情報を表示す
   る表示手段（２３１）と、 前記格納手段（２２９）に格納されている情報のうち、
   被検体の表面から等距離にある情報を比較してその変化
   の度合いが大きくなるように前記遅延制御手段（２２５
   ）に対して遅延量を提供する遅延量決定手段（２３３）
   と、 を備えるように構成したことを特徴とする超音波診断装
   置。