JPH03261465A - フェーズド・アレイ形超音波診断装置 - 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］ この発明は、電子的に制御することにより超音波を収束
・走査して発射し、被検体内部での超音波の反射を利用
して被検体の断層面を可視化することにより医療診断を
行うための超音波診断装置、特に超音波探触子を中心に
した扇状の断層画像を得るフェーズド・アレイ形超音波
診断装置に関する。

〔従来の技術〕

超音波診断装置における電子走査方式には種々あり、フ
ェーズド・アレイ形超音波診断装置は、超音波の発射面
の小さな超音波探触子から電子的に発射方向を制御して
超音波探触子を中心とした扇状の断層画像を得る方式の
もので、肋骨の間から心臓の断層画像を得るのに適した
走査方式として活用されるものである。

第３図は従来のフェーズド・アレイ形超音波診断装置の
構成を示すブロック図である。この図において、超音波
探触子ｌの中には多数の振動子ブロック２があり超音波
を発信し反射波を受信する。

送信回路３は振動子ブロック２をそれぞれ励振させるた
めの所定の高電圧高周波パルスを発生させる回路であり
、送信デイレ−マツプ５はそれぞれの振動子ブロック２
が発信する超音波の位相を変えることによって超音波の
発信方向や収束位置を制御するために多数の遅延回路か
ら構成されたものであり、トリガ発信器７は制御器９か
らの信号を基に超音波の発信時点を指定し使用される超
音波探触子ｌに応じた超音波の周波数や発信するサイク
ル数を指定するパルス信号としてのトリガ基準パルス信
号を発生するものである。受信回路４は超音波探触子１
が受信した反射波を受信し増幅する回路であり、受信デ
イレ−マツプ６は送信デイレ−マツプ５とは逆に、振動
子ブロック２それぞれが異なる位相で受信した受信信号
をこの受信デイレ−マツプ６で同位相に合わせるための
ものであり、加算回路１０は受信デイレ−マツプ６で位
相が合わされた振動子ブロック２ごとの受信信号を加え
合わせるもので、この加算回路１０までの電気信号は振
動子ブロック２の数だけの異なる電気信号であったのに
対して加算回路１０の出力信号からは１つの電気信号に
なる。増幅器１１は後段の可変バンドパスフィルタ１２
を有効に動作させるために増幅するものであり、可変バ
ンドパスフィルタ１２は被検体からの反射波が深い位置
からの反射波はど中心周波数が低くなるという特性を補
正するために時間の進行方向に中心周波数が変化する周
波数スペクトルを持ったフィルタ特性としたものである
。対数圧縮検波回路１３は電気信号を検波して＋側だけ
の信号にしてＡ／Ｄ変換が可能になるよウニシ、Ｔ、Ｇ
、Ｃ発生回路１４からの信号に基づいて反射波の深度に
応じた減衰量を補正するための時間ゲインコントロール
（略してＴ、Ｇ、Ｃと称されている）されるとともに、
ダイナミックレンジを圧縮するために対数変換するもの
であり、Ｄ、Ｓ、Ｃ１５はディジタルスキャンコンバー
タの略称であり対数圧縮検波回路１３からの電気信号か
入力されてこれをＡ／Ｄ変換し画像データとして記憶領
域に記憶させるとともにこの記憶領域からモニタテレビ
１６に定常的にデータを送り込む事によってリアルタイ
ムの画像を写し出させるものである。制御器９はこれら
一連の動作全体を制御するものである。

なお、この図で二重線で示す電気信号は振動子ブロック
２の数に対応した数などの複数の電気信号の集合を表し
、１本の線は１つの電気信号を表している。

第４図は超音波探触子１とその振動子ブコ、り２の構成
を示す概略斜視図であり、１つの振動子フロック２ａ、
２ｂ、・・はそれぞれサブダイシングした複数のエレメ
ントからなっており、１つの振動子ブロックに属するエ
レメントは全て同じ位相で励振される。

第５図、第６図は超音波探触子１の振動子ブロック２ａ
、２ｂ、・・と超音波の発信方向との関係を示す概念図
である。第５図において、振動子ブロック２ｊの遅延量
は左上斜めの棒の長さて、で示す長さであり、他の振動
子ブロック２ａ、２ｂ、・・２１も図示していないが、
それぞれの遅延量をτ１、τ５、・・τ、とすると、そ
れぞれの遅延量は図に示す棒の長さに制御されている。

その結果、超音波の発信方向は図のように中心線り、Ｍ
から４５度右に傾いた方向に発信されることになる。こ
の方向に発信される超音波のことをメインビームＭ、Ｂ
とする。第６図の場合は、図で分かるように第５図とは
対称であり、メインビームＭ、Ｂの方向は中心線り、Ｈ
に対して４５度左に傾いている。

第７図は遅延量τとＭＢの方向の関係を説明するための
概念図である。この図において、それぞれの振動子ブロ
ック２ａ、　２ｂ、　　・・・２ｊの遅延量τ１、τｂ
１　°°τ１を、τＪ−０、τ、＝ｇ１ｒｂ　＝　（ｎ
−２）　ｇ、　ｒｍ　−（ｎ　−１）　ｇ　（ｎは振動
子ブロックの数）とすると、図の波面ｗｖで全ての振動
子ブロック２が発信した超音波の位相が揃うことになり
超音波はメインビームＭ、Ｈの方向が最大強度となる。

遅延量τの差であるｇの値を０にするとメインビーム−
０Ｂの方向は中心線り、Ｍと一致する。遅延量の差ｇを
−ｇ、〜＋ｇ。

の範囲で制御することによってｇ、の値に対応する角度
θ−としてＭ、Ｂのり、Ｈに対する角度θを−θ−から
＋θ■の範囲に振らすことができる。

遅延量の差を一定量のｇにした場合には、振動子ブロッ
ク２から発信された超音波が１点で位相が揃ういわゆる
焦点が合うという現象は生じないが、実際には一定の遅
延量の差に所定の位置に焦点を合わせるために遅延量に
差をつけるのが普通であり、第５図、第６図はこのよう
な場合の遅延量の分布を示している。

ところで、振動子ブロック２の数と大きさが有限である
ことから、メインビームＬＢの他に超音波の発信強度が
大きくなる角度が存在する。これはグレーティングロー
ブ、略してＧ、Ｌと称されており、このグレーティング
ローブＧ、Ｌが前述の±θ曽の範囲内に発生するとその
方向に虚像が断層画像の中に現れることになって、実際
の断層画像と異なる画像となり誤診断の原因になる。メ
インと−ムＭ、Ｂの振れ角度θの値が大きいとグレーテ
ィングローブＧ、Ｌによる虚像の強度が大きくなるとい
う関係もあり、走査方向を振らせることによって扇状の
断層画像を得るフェーズド・アレイ形超音波診断装置の
重大な欠点になっている。

第８図は振れ角度θが０でメインビームＭ、Ｂが中心！
！Ｌ、Ｈに一致しているときの超音波発信の強度分布図
、第９図はメインビームＭ、Ｂが最も右側に振れている
ときの超音波発信の強度分布図をそれぞれ示しており、
これらの図において、θ−−４５度、超音波の周波数ｆ
　＝　３．５ＭＨｚ　（被検体内での波長λ−０，４４
＋ｍｑ）　、振動子ブロック２のピッチｐ＝　０．３５
−一であり、これによって生ずるグレーティングローブ
Ｇ、Ｌの中心線り、Ｍからの角度は３３．４度となり、
第８図の場合には、±４５度の範囲からはみ出している
ので虚像は発生しない。これに対して第９図の場合は、
中心線り、Ｍの左側３３．４度の位置にグレーティング
ローブＧ、Ｌが生じ、この値はθ■の値（−４５度）よ
り小さいので虚像を発生ずることになる。

一般にグレーティングローブＧ、Ｌが発生する角度は次
式で得られる。

θｎ　−５ｉｎ−’　（（ｎλ十ｇ）／ｐ）（ｎ−±１
．±２．±３．　・）　　−・−−−−−−−（１）こ
の式でｎ＝０として得られる角度θ。はメインビ−ムＨ
８Ｈの方向を示すことになる。この式に前述のλ、ｐ及
び０ｍ−４５度となるようなｇを代入し、ｎ＝１とする
と前述の３３．４度なる値が得られる。この式でλとｐ
は＋の値であり、ｎとｇとは＋、〜いずれの値も取り得
るので、ｇとｎが反対の符号の１のときに最も小さなグ
レーティングローブＧ、Ｌの発生角度が得られる。一般
にｇの値はλよりも小さいのでｇの絶対値が大きいほど
θ１の値が小さくなりグレーティングローブＧ、Ｌの影
響が増大するという関係がある。したがって、第９図の
ようにメインビームＭ、Ｂの角度がθ箇のときが最もグ
レーティングローブＧ、Ｌの影響が大きいことを表して
いる。

（発明が解決しようとする課題） 前述のように、フェーズド・アレイ形超音波診断装置で
は、メインビームＭ、Ｂの振れの角度が大きい位置でグ
レーティングローブＧ、Ｌによる虚像の影響が生じ易く
、そのため、断層画像の質が悪くなって医療診断に支障
をきたという問題が生ずる。前述のようにフェーズド・
アレイ形超音波診断装置は心臓の診断に特に適しており
、グレーティングローブＧ、Ｌによって生ずる虚像の影
響を診断者の熟練に基づく判断で診断結果に影響のない
ようにしているのが実際である。

この発明は、このような問題を解決し、グレーナイング
ローブの影響を無くし、良好な断層画像が得られるフェ
ーズド・アレイ形超音波診断装置を提供することを目的
とする。

〔課題を解決するための手段〕

上記課題を解決するためにこの発明によれば、超音波探
触子によって所定の方向に超音波を被検体内に発信し、
反射波を受信して１本の走査線上の一次元断層画像デー
タを得、所定の角度範囲内で遅延素子を制御することに
よって前記走査線の振れ角度を電子的に変化させること
により扇状の二次元断層画像を得るフェーズド・アレイ
形超音波診断装置において、前記走査線の扇状断面の中
心線に対する振れ角度の絶対値の増大に応じて超音波の
周波数を減少させるものとする。

〔作用］ この発明の構成において、扇状断面の中心線に対する振
れ角度の絶対値の増大に応じて超音波の周波数を減少さ
せることにより、メインビームに対するグレーティング
ローブが発生する角度がメインビームの中心線からの角
度に比例して増大するために、メインビームの振れの角
度の大きい範囲でもグレーティングローブによって生ず
る虚像が断層画像の中に入ることがなくなり、画像品質
のよい断層画像が得られる。

〔実施例〕

以下この発明を実施例に基づいて説明する。第１図はこ
の発明の実施例を示すフェーズド・アレイ形超音波診断
装置の超音波発信部だけを抽出した要部ブロック図であ
り、第３図と共通の構成体、ブロックなどについては同
一の参照符号を付けることにより詳細な説明を省略する
。この図において、制御器９０は可変パルス幅発生器８
０にトリガ信号ＰＲＦとメインビーム？１．Ｂの中心線
り、Ｍからの振れ角度θに応したスティタス信号■Ｉｌ
ゎを送る。可変パルス幅発生器８０はスティタス信号■
、。に応じて設定した波高値とパルス幅を持つ方形パル
ス■。をトリガ信号ＰＲＦによって設定された時点に発
生させる。この方形パルス■。の波高値は超音波の周波
数に反比例する値が設定されそのパルス幅は発信超音波
の持続時間が設定されるものであり、周波数が変化して
も発信される超音波のサイクル数が変わらないようにす
るために、方形パルス■。の波高値とパルス幅とは比例
して変化させるものである。

トリガ発信器７０は方形パルス■。の波高値に比例した
周波数の信号を発信するとともに、その持続時間を方形
パルスＶ、のパルス幅として得られた信号が送信トリガ
基準パルスＶＴＯである。この送信トリガ基準パルスｖ
７゜は送信ディレーマツプ５によって振動子ブロック２
ごとに異なる遅延量で遅延されたｎ個の送信トリガパル
スＶｔ１（ｊ・１〜口）を発生し送信回路３に入力され
る。送信回路３は複数の振動子ブロック２をそれぞれ独
立して励振させるための複数の送信回路からなっており
、送信トリガパルスＶア、（ｊ＝１〜ｎ）を増幅して振
動子ブロック２を励振するに必要な高電圧の励振電圧を
発生する。制御器９０から送信デイレ−マツプ５でのデ
イレ−素子の選択、切り換えのための振動子ブロック２
の数に応じたｎ個のデイレ−信号り、１アを送信デイレ
−マツプ５に送り、送信デイレ−マツプ５はこのデイレ
−信号ＤｎＴを基にして信号■Ｔ、（ｊ・１〜ｎ）を発
生する。可変パルス幅発生器８゜に入力するスティタス
信号ｖ０は制御器９０で生成されるが、超音波の周波数
を決定するスティタス信号Ｖ、。内の信号はメインビー
ム−１Ｂの振れ角度θの絶対値に応じた値にされる。可
変パルス幅発生器８０はこの信号を基に角度が０のとき
に最高周波数ｆａｍＫ、角度θの絶対値が最大のθ、の
ときに最低周波数ｆ　ｍｉｘになるように角度が−θ、
〜θ、の間の任意の値に対応する波高値を設定する。

超音波の発信サイクル数は数サイクルの決まった値に設
定されるので、周波数が変わると同じサイクル数を発信
するためには発信期間が周波数に反比例して変化する必
要がある。方形パルス■。はこのような理由から波高値
とパルス幅を同時に変化させている。

第２図は第１図のそれぞれの電気信号の波形を示す波形
図である。この図において、トリガパルスＰＲＦの立ち
上がり時点に同期して方形パルス■。が立ち上がり、制
御器９０が送られたスティタス信号ＶＯＯを基に超音波
の周波数の逆数に比例した波高値とパルス幅に設定され
た方形パルスＶ書が生成される。実線は角度ｅが０のと
き、点線は角度ｅが８層のときを示す。送信トリガ基準
パルスＶＴ０はこの図では超音波ｌサイクル半に相当す
る２つのパルス群からなっている。パルス２つというの
は単に作図上がらのもので実際には超音波の数サイクル
に相当する１０個前後のパルス群からなるのが普通であ
る。送信トリガ基準パルスＶ、。

がデイレ−マツプ６に入力されることによって生ずる送
信トリガパルス■７．をこの図では例として３つ描いで
あるが、その１つであるＶｔ＋は遅延量が０のもので■
７゜と同じ位相であり、■ア２、Ｖｆ３は順次遅延量が
大きいものを図示しである。実線と点線との違いは前述
の方形パルスＶゎの場合と同様である。

メインビームＭ、Ｈの振れ角度θの絶対値が大きいとき
に超音波の周波数を小さ（することによってグレーティ
ングローブＧ、Ｌの発生を抑制することができる。！＋
体例として、中心周波数ｆ０を３．０Ｍ七、振動子ブロ
ック２のピッチＰ　＝０．５５ｍ５、視野の広さ±４５
度（θ■＝４５度）とすると、■θ−０（メインビーム
−０Ｂが中心線り、Ｈに一致する）のときｆ　−ｆ　、
、、　−３，５ＭＨｚ　（λ−０，４４＋＋ｓ）として
（１）式からグレーティングローブＧ、Ｌが発生する角
度θＧＬを計算すると、θ＊Ｌ＝５３度〉θ−となり、
視野から外れて虚像が発生することはない。

■θ−θ■−４５度（メインビームＭ、Ｈの振れ角度が
最大）のときｆ　−ｆ　−ｉ−＝２．５Ｍ七（λ＝　０
．６６＊ｍ　）とすると、λの値が太き（なることによ
ってグレーティングローブＧ、Ｌは発生しない、ちなみ
に、この角度のときに■の場合と同じ周波数の３．５Ｍ
Ｈｚとすると、θｅｔ＝　　−５，１度となる。

振動子ブロック２の帯域幅として６０％以上は容易に得
られることから前述の範囲の周波数を可変にするのは容
易である。

このように、振れ角度の小さいときは高い周波数の、振
れ角度の大きいときは低い周波数の超音波を発信する方
式を採用することによって、扇状の視野内にグレーティ
ングローブＧ、Ｌによる虚像が入らないフェーズド・ア
レイ型超音波診断装置とすることができる。振れ角度θ
に対応する超音波の周波数の値は前述の（１）を基に最
適の値を設定すればよく、これを実現するための制御器
９０や可変パルス幅発生器８０などの電子回路部分はこ
の発明の目的に適う範囲内のどのような構成を採用して
も差し支えない。

〔発明の効果〕

この発明は前述のように、発信する超音波の周波数を扇
状断面の中心線に対する振れ角度の絶対値に増大に対し
て減少させることにより、メインビームに対するグレー
ティングローブが発生する角度がメインビームの中心線
からの角度に略比例して増大するために、メインビーム
が中心線に一致するときは勿論、中心線からの角度が大
きいときでもグレーティングローブによって生ずる虚像
が断層画像の中に入ることがなくなり、画像品質のよい
断層画像が得られるという効果が得られる。

その結果、誤診断を生ずることのない信頼性の高いフェ
ーズド・アレイ型医療診断装置を提供することができる
。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の実施例を示す超音波診断装置の要部
ブロック図、第２図は第１図のそれぞれの電気信号の波
形を示す波形図、第３図は従来のフェーズド・アレイ形
超音波診断装置の構成を示すブロック図、第４図は超音
波探触子構成を示す概略斜視図、第５図、第６図は超音
波探触子と超音波の発信方向との関係を示す概念図、第
７図は遅延量とメインビームの方向の関係を説明するた
めの概念図、第８図は振れ角度が０度のときの超音波発
信の強度分布図、第９図は振れ角度が４５度のときの超
音波発信の強度分布図である。 ｌ・・・超音波探触子、 ２　、２ａ、２ｂ＋　２ｔ、２ｊ・＝振動子ブロック、
３・・・送信回路、５・・・送信デイレ−マツプ、７．
７０・・・トリガ発信器、８０・・・可変パルス幅発生
器、８ｚ図 １ 第４ｔｉｌｉ１ 第５巴 ８乙鵜 第３図 第７図 笑ｑ目

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）超音波探触子によって所定の方向に超音波を被検体
   内に発信し、反射波を受信して１本の走査線上の一次元
   断層画像データを得、所定の角度範囲内で遅延素子を制
   御することによって前記走査線の振れ角度を電子的に変
   化させることにより扇状の二次元断層画像を得るフェー
   ズド・アレイ形超音波診断装置において、 前記走査線の扇状断面の中心線に対する振れ角度の絶対
   値の増大に応じて超音波の周波数を減少させることを特
   徴とするフェーズド・アレイ形超音波診断装置。