JPH0383111A - 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、パルス発生回路と人力電源の間に直列に接
続され、前記パルス発生回路に供給する電源電圧を高速
で変更可能なパルサーを源装置に関する。

（従来の技術） 従来、前記のようなパルサー電源装置を必要とするもの
として超音波診断装置がある。すなわち、超音波診断装
置は、生体内に超音波を送波し、その反射エコーを受信
処理して生体情報を得るものであるが、超音波を送波す
るために、プローブを構成する圧！振動子に高周波パル
スを印加する必要がある。

このような高周波パルス発振器の電源回路として、一般
に非スイッチング（電圧降下制御）方式またはスイッチ
ング方式による定電圧電源が使用されている。

〔発明が解決しようとする課題〕

最近、超音波診断装置では、断層像を得るＢモードと血
流情報を得るドプラモードとを、走査線毎に切り換える
ことが提案されている。また、ドプラモードでは、Ｓ／
Ｎ比を良くするために、１走査線について多連のパルス
を印加することが行われている。

このとき、各モードについて常にＳ／Ｎ比を良くするに
は、電源電圧を高くして圧電振動子に印加するパルスの
振幅を大きくすればよいが、パルスの振幅に比例して超
音波エネルギーが増加する。

最近、超音波エネルギーが生体に対して何らかの悪影響
を及ぼすのではないかと言うことが問題となっており、
生体に与えられる超音波エネルギーにも制限が加えられ
はじめている。前述のように、Ｓ／Ｎ比を良好にするた
めには、振幅を大きくすれば良い訳であるが、振幅を大
きくすると生体内に与えられる超音波エネルギーが大き
くなりすぎてしまうという問題がある。特に、前記のよ
うにドプラモードにおいて多連のパルスを印加するよう
にすると、パルス振幅を低く押さえないと、超音波エネ
ルギーが極度に大きくなってしまうことになる。

そこで、電源電圧を走査線毎に変化させ、■回のパルス
のみを印加するＢモード時にはパルスの振幅を大きくし
、多連パルスを印加するドプラーモード時にはパルス振
幅を低くすることが考えられる。このためには、電源電
圧が１走査線毎に変化するように、非常に高速に変化さ
せる必要がある。しかし、通常、負荷側である高周波パ
ルス発振器側にバイパスコンデンサが設けられており、
このため電源電圧の上昇は高速で行うことが可能である
が、その下降に時間がかかってしまい、１走査線毎に電
源電圧を変えることができなかった。

このため従来装置では、ドプラモード時において超音波
エネルギーが所定の値を超えないように、Ｂモード時に
もパルス振幅を低く抑えており、Ｂモード時のＳ／Ｎ比
が悪いというのが現状である。

また、ダイナミックフォーカスを行う際に、深さ領域毎
に超音波の減衰を考慮してパルス振幅、すなわち電源電
圧を変える必要性も生してきているが、前述と同様の理
由により高速に電源電圧を変えることができず、従来装
置においては対応が困難であった。

この発明の目的は、例えば超音波診断装置のように、電
源電圧を高速で変化させる必要があるような装置にも、
充分に対応することができるパルサー電源装置を提供す
ることにある。

〔課題を解決するための手段〕

この発明に係るパルサー電源装置は、パルス発生回路と
入力電源の間に直列に接続され、パルス発生回路に供給
する電源電圧を変更可能なものである。そして、定電圧
電源部と、基準電圧検出部と、放電部とを備えている。

前記定電圧電源部は、制御トランジスタ及び誤差増幅回
路を有し、設定された基準電圧に応じた電源電圧を出力
するものである。また、前記基準電圧検出部は、前記定
電圧電源部の基準電圧の設定値が下がったことを検出す
るものである。さらに前記放電部は、前記パルス発生回
路に並列接続され、前記基準電圧検出部の検出結果によ
り前記パルス発生回路に蓄積された電荷を放電するため
のものである。

〔作用〕

この発明においては、誤差増幅回路が出力電圧を検出し
ており、出力電圧と設定された基準電圧との誤差に応じ
て制御トランジスタを制御し、出力電圧を安定化させて
いる。

前記のような定電圧電源を供給することにより、パルス
発生回路側のバイパスコンデンサ等に電荷が蓄積される
。そして、誤差増幅回路の基準電圧値が今までよりも低
い値に設定されると、この基準電圧設定値の低下を基準
電圧検出部により検出する。この検出結果により放電部
が駆動され、前記パルス発生回路に蓄積された電荷が放
電部から放電される。

これにより、設定基準電圧の変更に伴って、電源電圧が
急速に下降し、例えば超音波診断装置に用いた場合には
、走査線毎に電源電圧を変化させることが可能となる。

〔実施例〕

第３図は、本発明の一実施例によるパルサー電源装置が
採用されたドプラ断層超音波診断装置の概略構成図であ
る。

プローブ１は、複数の微小振動子から構成されており、
生体内に超音波ビームを発射するとともに、生体内で反
射した超音波エコーを受信するためのものである。この
プローブ１には、高電圧パルス発生回路２が接続されて
いる。高電圧パルス発生回路２は、プローブ１を駆動す
るためのパルス信号を発信するものである。そして、高
電圧パルス発生回路２には、可変遅延トリガパルス発生
回路３が接続されている。可変遅延トリガパルス発生回
路３は、電子フォーカス等を行うために、遅延量の制御
されたトリガパルスを出力するものである。前記高電圧
パルス発生回路２には、電源電圧を高速に変更可能なパ
ルサー電源部Ｗ４が接続されている。パルサー電源装置
４は、後に詳述するように、定電圧電源部と、基準電圧
検出部と、放電部とによって構成されている。

また、プローブ１には受信回路５が接続されている。受
信回路５は、遅延回路を含み、プローブ１で得られた反
射エコー信号を受信処理するものである。受信回路５の
出力は、エコー処理回路（断層データ処理回路）６及び
ドプラ処理回路（血流データ処理回路）７に接続されて
いる。エコー処理回路６は、生体のエコーデータ（断層
データ）を得るための回路であり、検波機能等を有して
いる。ドプラ処理回路７は、ドプラ偏移周波数を基に血
流演算を行い、生体の血流データを得るための回路であ
り、フィルター機能及び直交検波機能等を有している。

前記エコー処理回路６及びドプラ処理回路７のそれぞれ
の出力は、ＤＳＣ（ディジタル・スキャン・コンバータ
）８に接続されている。このＤＳＣ８は、エコー処理回
路６及びドプラ処理回路７で得られた断層データ及び血
流データを、ＣＲＴモニタにカラー表示できるように変
換するためのものである。

第１図は、前記第３図に示したプローブ１、高電圧パル
ス発生回路２、及びパルサー電源装置４の具体的な回路
構成を示す図である。

パルサー電源装置４は、制御トランジスタＱ。

Ｑ！、誤差増幅器Ａ、Ａア、及び抵抗Ｒ１〜Ｒ４からな
る定電圧電源部と、放電用トランジスタＱ２．Ｑ４から
なる放電部とから構成されている。また、前記誤差増幅
器Ａ、、Ａ、は、設定基準電圧が低い値に設定されたこ
とを検出する基準電圧検出部としても機能している。

前記制御トランジスタＱ、、Ｑｔは、トランス及び整流
回路等によって構成される入力ｔａ部（図示せず）と、
負荷としての高電圧パルス発生回路２との間に直列に接
続されている。正極性側の誤差増幅器ＡＩの反転入力端
子には、制御トランジスタＱ、のエミッターが抵抗Ｒ３
を介して接続されており、また非反転入力端子には、コ
ントロール電圧Ｖｃ（設定基準電圧）が接続されている
。そして、その出力は、前記制御トランジスタＱ、のベ
ースに接続されている。また、負極性側の誤差増幅器Ａ
２の反転入力端子には、制御トランジスタＱ、のエミッ
ターが抵抗Ｒ１を介して接続されており、また、コント
ロール電圧Ｖｃ（設定基準電圧）が抵抗Ｒ４を介して接
続されている。

そして、その出力は、前記制御トランジスタＱ。

のベースに接続されている。なお、誤差増幅器Ａ８の非
反転入力端子はアース接続されている。

また、放電部としてのトランジスタＱ、、Ｑ。

は、高電圧パルス発生回路２に対して並列に接続されて
おり、制御しランジスタＱ、と放電用トランジスタＱｓ
、及び制御トランジスタＱ２と放電用トランジスタＱ４
は、それぞれ相補型エミッタフォロワ回路を構成してい
る。

高電圧パルス発生回路２は、出力トランジスタＱ、、Ｑ
、と、バイパスコンデンサＣＬとから構成されており、
出力トランジスタＱ、、Ｑ６のエミッタに前記パルサー
電源装置４の定電圧電源部の出力が接続されており、コ
レクタ出力がプローブ１に接続されている。そして、出
力トランジスタＱ、、Ｑ、のベースに、可変遅延トリガ
パルス発生回路３からのトリガパルスが接続されている
。

次に動作について説明する。

通常の安定化動作は従来同様である。すなわち、正極性
側では、制御トランジスタＱ、の出力電圧Ｖｐを抵抗Ｒ
，とＲ５とで分割した電圧と、コントロール電圧Ｖｃと
がバランスするように誤差増幅器ＡＩが動作する。この
誤差増幅Ｈｒ　Ａ　ｌの出力によって制御トランジスタ
Ｑ、のベース電圧が制御され、その出力電圧Ｖｐは安定
する。また、負極性側では、コントロール電圧によって
抵抗Ｒ４を介して誤差増幅器Ａ！の反転入力端子に流れ
込む電流と、出力電圧−Ｖｐによって抵抗Ｒ２を介して
誤差増幅器Ａ！の反転入力端子に流れ込む電流とがバラ
ンスするように誤差増幅器Ａ２が動作する。この誤差増
幅器Ａ８の出力によってｗｉ１８トランジスタＱ、のベ
ース電圧が制御され、その出力電圧−Ｖｐは安定する。

いま、動作モードがＢモードで、フォーカスが中深度に
設定されているとする。このとき、コントロール電圧Ｖ
ｃによりパルサー電源電圧Ｖｐが、例えば第２図（ｂ）
に示すような電圧ＶＰ＋に維持されているとする（第２
図（ロ）では、正極性側のみを示している）。このよう
な状態で、高電圧パルス発生回路２の出力トランジスタ
Ｑ、のベースに、第１図に示すようなトリガパルスＴ　
ｐ　＋が印加され、これに続いて出力トランジスタＱ、
のベースにトリガパルスＴＰ！が印加されると、それぞ
れパルサー電源電圧ＶＰ＋に応じた振幅のパルスＰ８が
出力される。

以降の動作は従来同様である。すなわち、プローブ１か
ら超音波ビームが生体内に送波され、生体内からの反射
エコー信号はプローブ１で受信されて受信回路５に入力
される。受信回路５に人力されたエコー信号は、所定の
遅延を受は処理される。いま、動作モードはＢモードに
設定されているので、受信回路５の出力は、エコー処理
回路６に人力される。このエコー処理回路６によってア
ナログデータ処理が行われた後、ディジタル信号に変換
され、ＤＳＣ８に入力される。このＤＳＣ８では、前記
エコー処理されたディジタルデータが表示用のデータに
変換され、Ｒ，Ｇ、　　Ｂのテレビジタン信号に変換さ
れた後、ＣＲＴモニタに表示される。

次に、動作モードがドプラモードに切り換えられたとす
る。このドプラモードでは、多連のパルスを発生するた
めに、超音波エネルギーが所定の値を超えないように、
パルスの振幅を低く抑える必要がある。そこで、コント
ロール電圧Ｖｃヲｆｔ１Ｑ御し、第２図０））に示すよ
うに、パルサー電源電圧ＶｐがＶ　ｐ　ｚになるように
する。

パルサー電源電圧ＶｐがＶＰｚになるようにコントロー
ル電圧が切り換えられると、それまでバランスのとれて
いた誤差増幅器Ａ、、Ａ、のバランスがくずれる。すな
わち、誤差増幅器Ａ１では出力電圧Ｖｐを大幅に下げる
ように動作し、また、誤差増幅器Ａ！では出力電圧−Ｖ
ｐを大幅に上げるように動作する。これにより、放電用
トランジスタＱ、、Ｑ、が共にオンし、それまで高電圧
パルス発生回路２のバイパスコンデンサＣ２に蓄積され
ていた電荷は、この放電用トランジスタＱ３Ｑ４を通っ
て急速に放電される。このため、パルサー電源電圧Ｖｐ
は、ＶＰ＋から■ｐｔに高速に変化する。

この状態で、前述と同様にして出力トランジスタＱ、、
Ｑ、に複数のトリガパルスＴＰ＋、ＴＰ２が連続して入
力されると、それに応じて、第２図（ａ）に示すような
多連のパルスＰ２が出力される。

これ以降の動作は従来のドプラモード時の動作と同様で
あり、受信回路５及びドプラ処理回路７によって反射エ
コーが処理され、ＤＳＣ８及びＣＲＴモニタにより血流
情報が得られる。

同様に、Ｂモードにおいて、フォーカスを浅深度、深々
度に設定してビームの送受信を行う場合は、コントロー
ル電圧Ｖｃを制御して、パルサー電源電圧Ｖｐが、それ
ぞれ第２図Ｃｂ）に示すように、ＶＰｓ、Ｖｐ４になる
ようにする。コントロール電圧Ｖｃを上げた場合は、放
電用トランジスタＱ１．Ｑ４はオフし、パルサー電源電
圧Ｖｐは急速に上昇する。パルサー電源電圧Ｖｐがそれ
ぞれ■Ｐａ、ＶＰｎに設定されて発生されるパルス波形
は、それぞれ第２図（ａ）に示すように、Ｐ３．Ｐ４に
示すような波形となる。

このように本実施例では、従来、出力電圧をコントロー
ル電圧Ｖｃにより下降させようとしても、高１圧パルス
発生回路２内のバイパスコンデンサＣＬに蓄積された電
荷のために、ある時定数で定まる速度以上には速く降下
させることができなかった。これに対し、放電用トラン
ジスタＱ、、Ｑ４を設けることにより、前記バイパスコ
ンデンサＣＬの電荷を急速に放電させることができる。

このため、上昇、下降ともにコントロール電圧Ｖｃによ
り急速に電源電圧Ｖｐを変えることができる。

したがって、走査線毎に動作モードを変えても、Ｓ／Ｎ
比の低下を招くことなく、生体への超音波エネルギーを
最小限にすることが可能である。

〔他の実施例〕

（ａ）　　前記実施例では、放電部としての放電用トラ
ンジスタＱ、、Ｑ、をパルサーを源装置４の中に組み込
んだ例を示したが、コントロール電圧Ｖｃが下がったこ
とを検出して、放電させるための回路をパルサー電源と
は別に設けてもよい。

（ｂ）　　前記実施例では、本発明のパルサー電源装置
を超音波診断装置に適用したが、発生されるパルスの振
幅を高速に変更させる必要がある装置、例えばソナーや
レーダ装置においても同様に適用することができる。

〔発明の効果〕

このような本発明では、パルサー電源を高速電圧可変型
にできるので、発生されるパルスの振幅を高速に変更す
ることができ、例えば超音波診断装置に適用して、Ｓ／
Ｎ比の低下を招くことなく生体への超音波エネルギーを
最小限にすることが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例によるパルサー電源装置及び
高電圧パルス発生回路の回路図、第２図はその動作を説
明するためのパルス波形及び電源電圧波形を示す図、第
３図は前記パルサー電源装置が採用された超音波診断装
置の概略ブロック構成国である。 ２・・・高電圧パルス発生回路、４・・・パルサー電源
装置、Ｑ、、Ｑ、・・・制御トランジスタ、Ｑ、、Ｑ４
・・・放電用トランジスタ、Ａ９．Ａｔ・・・誤差増幅
器。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）パルス発生回路と入力電源の間に直列に接続され
   、前記パルス発生回路に供給する電源電圧を変更可能な
   パルサー電源装置であって、 制御トランジスタ及び誤差増幅回路を有し、設定された
   基準電圧に応じた電源電圧を出力する定電圧電源部と、 前記定電圧電源部の基準電圧設定値が下がったことを検
   出する基準電圧検出部と、 前記パルス発生回路に並列接続され、前記基準電圧検出
   部の検出結果により前記パルス発生回路に蓄積された電
   荷を放電する放電部と、 を備えたパルサー電源装置。