JPS59120142A - 超音波断層装置 - Google Patents
超音波断層装置Info
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- JPS59120142A JPS59120142A JP22975882A JP22975882A JPS59120142A JP S59120142 A JPS59120142 A JP S59120142A JP 22975882 A JP22975882 A JP 22975882A JP 22975882 A JP22975882 A JP 22975882A JP S59120142 A JPS59120142 A JP S59120142A
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、被検体の周期曲番こ運動する部位の動きに
同期して超音波断層像の記憶・表示ができる超音波断層
装置に関するものである。
同期して超音波断層像の記憶・表示ができる超音波断層
装置に関するものである。
超音波を用いて断層像を表示する装置として。
医用超ざ一波診断装６′力＼゛ある。従来この柚の装置
として、第１図に示すような′重子的に超音波ビームの
走査を行なうセクタ形電子走査式超音波診断装置ｌイか
あった。第１図において、（１）は装置Ｈの動作を制御
する制御回路、（２）は−１５Ｉ′ｊ１４パルスを生成
させるパルス発生回路、（３）はこの基準パルスに遅延
時間を与える送信遅延回路、（４）は駆動パルスを出力
する駆動回路、（５）はアレイ状振動子′■゛１〜″Ｉ
；１を内藏したトランスデユーサ、（６）はプリアンプ
、（７）は上ｇ己谷振動子゛ｒＩ〜′ｒｎからの受信信
号のそれぞれに遅延時間を与え、これらを合成させるた
めの受信遅延回路、（８）は画像表示をするための表示
装置である。
として、第１図に示すような′重子的に超音波ビームの
走査を行なうセクタ形電子走査式超音波診断装置ｌイか
あった。第１図において、（１）は装置Ｈの動作を制御
する制御回路、（２）は−１５Ｉ′ｊ１４パルスを生成
させるパルス発生回路、（３）はこの基準パルスに遅延
時間を与える送信遅延回路、（４）は駆動パルスを出力
する駆動回路、（５）はアレイ状振動子′■゛１〜″Ｉ
；１を内藏したトランスデユーサ、（６）はプリアンプ
、（７）は上ｇ己谷振動子゛ｒＩ〜′ｒｎからの受信信
号のそれぞれに遅延時間を与え、これらを合成させるた
めの受信遅延回路、（８）は画像表示をするための表示
装置である。
この装置の動作について説明する。ます、制御回路（１
）の制餌］のもとに、パルス発生回路（２）より出力さ
れた基準パルスは、送信遅延回路（３）によって所定の
遅延時間を与えられて駆動回路）４）へ送られる。この
駆動回路（４）では上記遅延時１…に応じて駆動パルス
を出力する。この駆動パルスかトランスデユーサ（５）
内のアレイ状振動子１゛１〜１′ｎに印加され、所定の
方向に超音波ビームが放射される。この方向からの反射
波イば号は、再びに、記振動子′ｌ、〜Ｉ′ｎで受信さ
れ、プリアンプ（６）によって増幅されたのち、受信遅
延回路（７）で合成され、表示装置（８）で輝度変調を
か（、ｉられて表示される。超音波ビームの走査は、弔
２図に示すようにトランスデユーサ（５）の中心線りの
延長を中ノしにして角度−〇、〜＋θ、の範囲内で、角
度θ０の一定間隔で行なわれる。
）の制餌］のもとに、パルス発生回路（２）より出力さ
れた基準パルスは、送信遅延回路（３）によって所定の
遅延時間を与えられて駆動回路）４）へ送られる。この
駆動回路（４）では上記遅延時１…に応じて駆動パルス
を出力する。この駆動パルスかトランスデユーサ（５）
内のアレイ状振動子１゛１〜１′ｎに印加され、所定の
方向に超音波ビームが放射される。この方向からの反射
波イば号は、再びに、記振動子′ｌ、〜Ｉ′ｎで受信さ
れ、プリアンプ（６）によって増幅されたのち、受信遅
延回路（７）で合成され、表示装置（８）で輝度変調を
か（、ｉられて表示される。超音波ビームの走査は、弔
２図に示すようにトランスデユーサ（５）の中心線りの
延長を中ノしにして角度−〇、〜＋θ、の範囲内で、角
度θ０の一定間隔で行なわれる。
ところか、伝搬速度の遅い超音波を用いているために、
１回の走査に必要な時間すなわちパルス発生回路（２）
より基準パルスを出力してがう表示装置（８）に１本の
走査線を表示するまでの１ザイクルが比較的長い。たと
えば、対象を心臓とした場合、超音波の伝搬速度は約１
５００ ［ｎｎ／ｓ ｃｃ］であり、計測する深さがｌ
５ ［ｃｍ］であれば、超音波の往復に要する時間は
２００［μ５ｅＣＩ）になる。一方、１心拍を約１ ［
ｓｅｃ］ と考え、これを３０ の等間隔時相に区切
り、この区切った１時相をフｌ／−ムと呼ぶとすると、
１フレームあたりの走査線の数は電子回路系の動作時間
を無視しても約１６０本捏度にしかｉｊらＩよい。した
がって、第２図において、１フレームに相当する走査範
囲（−仏〜＋θＳ）を−４５°〜＋４５ とすれは、
隣合う走査線の間隔はθｏｈｏ。６°とｆよる。￥際は
、これに不要エコーの消失に要する時間を考属しなけれ
ばｌＳらないから、θ。′−，１０程度の（＋ｉ；とな
り、従来の装置ではこのように比較的隔時４’ｌＪに区
切ると、１フレームあたりの走査線の数は上記の３倍と
なり断層像の画質は良くなるが、心臓の動きを詳細に観
察できない上に、１フレーム内での最初と最後の走査線
の時相のずれが無視できすくするという問題が生じてい
た。
１回の走査に必要な時間すなわちパルス発生回路（２）
より基準パルスを出力してがう表示装置（８）に１本の
走査線を表示するまでの１ザイクルが比較的長い。たと
えば、対象を心臓とした場合、超音波の伝搬速度は約１
５００ ［ｎｎ／ｓ ｃｃ］であり、計測する深さがｌ
５ ［ｃｍ］であれば、超音波の往復に要する時間は
２００［μ５ｅＣＩ）になる。一方、１心拍を約１ ［
ｓｅｃ］ と考え、これを３０ の等間隔時相に区切
り、この区切った１時相をフｌ／−ムと呼ぶとすると、
１フレームあたりの走査線の数は電子回路系の動作時間
を無視しても約１６０本捏度にしかｉｊらＩよい。した
がって、第２図において、１フレームに相当する走査範
囲（−仏〜＋θＳ）を−４５°〜＋４５ とすれは、
隣合う走査線の間隔はθｏｈｏ。６°とｆよる。￥際は
、これに不要エコーの消失に要する時間を考属しなけれ
ばｌＳらないから、θ。′−，１０程度の（＋ｉ；とな
り、従来の装置ではこのように比較的隔時４’ｌＪに区
切ると、１フレームあたりの走査線の数は上記の３倍と
なり断層像の画質は良くなるが、心臓の動きを詳細に観
察できない上に、１フレーム内での最初と最後の走査線
の時相のずれが無視できすくするという問題が生じてい
た。
この発明は上記のような従来のものの欠点に鑑みてなさ
れたもので、心臓のように周期的な運動を繰り返す部位
に対して、この動きに同期した信号を取り出し、数周期
分を１単位として、上記同期信号より作成したトリカ゛
信号によって同期させた、各周期の対応する時相におい
て、それぞれ周期によって異なる走査開始時点でもって
走査して得られた断層像を１：記数周期分重ね合わせる
ことにより、より走査密度の高い高品質の画質を会する
断層像を得ることのできる超音波断層装置を提供するこ
とを目的としている。
れたもので、心臓のように周期的な運動を繰り返す部位
に対して、この動きに同期した信号を取り出し、数周期
分を１単位として、上記同期信号より作成したトリカ゛
信号によって同期させた、各周期の対応する時相におい
て、それぞれ周期によって異なる走査開始時点でもって
走査して得られた断層像を１：記数周期分重ね合わせる
ことにより、より走査密度の高い高品質の画質を会する
断層像を得ることのできる超音波断層装置を提供するこ
とを目的としている。
以下、この発明の一実施例について述べる。本実施例で
は、心臓を対象とし同ＪｔｌＪ信号として心電図（ＥＣ
Ｇ）信号を用いる。また、３周期分を合成して１周期分
の断層像を作成するものとする。
は、心臓を対象とし同ＪｔｌＪ信号として心電図（ＥＣ
Ｇ）信号を用いる。また、３周期分を合成して１周期分
の断層像を作成するものとする。
第３図において、ｒ、〜１″ｎはアレイ状超音波振動子
、（υ〜（８）はそれぞれ第１図の（１）〜（８）に相
当する回路、装置であり、パルス発生回路（２）、送信
遅延回路（３）、駆動回路（４）によってトランステ・
・ユーサ駆動手段剛か構成され、さらにプリアンプ（６
）、受信遅延回路（７）により受信手段（３］１が構成
されている。また、（１１）は生体より取り出したＥＣ
Ｇ信号の検出回路、 Ｏ２１は心拍周期を数える心拍数
カウンタ、 １３１は周期か他と極端に異なる不整脈を
検出する回路（不整周期検出回路）であり、上記心拍数
カウンタ（１２）と不整脈検出回路（１３）によりカウ
ンタ回路（１２０）が構成されている。（岡は各周期間
で心時相を整合させるだめのトリ力“信号を発生する回
路である。また、１２１）は超音波ビームを偏向走査さ
せるために谷振動子ｒ１〜ｒｎに送る駆動パルスにＪｊ
える遅延時間のデータを格納したメモリ％（２２Ｉは上
記メモ’Ｊ （２Ｄのアドレスを制御するための回路、
の）は画像メモリ、１．２４］は画像メモ’Ｊ ｔ２３
１への入力段のＡ／Ｄ変換器、關は画像メモリ１２３１
からの出力段のＩ） ／ Ａ変換器、（２Ｇ）は画ＩＷ
メモリ因）のアドレスを制御するための回路である。一
方、Ｓｏ はこれをターミナルＸまたはＹに接続して
表示装置（８）に表示すべき画像の切り換えを行なうス
イッチである。
、（υ〜（８）はそれぞれ第１図の（１）〜（８）に相
当する回路、装置であり、パルス発生回路（２）、送信
遅延回路（３）、駆動回路（４）によってトランステ・
・ユーサ駆動手段剛か構成され、さらにプリアンプ（６
）、受信遅延回路（７）により受信手段（３］１が構成
されている。また、（１１）は生体より取り出したＥＣ
Ｇ信号の検出回路、 Ｏ２１は心拍周期を数える心拍数
カウンタ、 １３１は周期か他と極端に異なる不整脈を
検出する回路（不整周期検出回路）であり、上記心拍数
カウンタ（１２）と不整脈検出回路（１３）によりカウ
ンタ回路（１２０）が構成されている。（岡は各周期間
で心時相を整合させるだめのトリ力“信号を発生する回
路である。また、１２１）は超音波ビームを偏向走査さ
せるために谷振動子ｒ１〜ｒｎに送る駆動パルスにＪｊ
える遅延時間のデータを格納したメモリ％（２２Ｉは上
記メモ’Ｊ （２Ｄのアドレスを制御するための回路、
の）は画像メモリ、１．２４］は画像メモ’Ｊ ｔ２３
１への入力段のＡ／Ｄ変換器、關は画像メモリ１２３１
からの出力段のＩ） ／ Ａ変換器、（２Ｇ）は画ＩＷ
メモリ因）のアドレスを制御するための回路である。一
方、Ｓｏ はこれをターミナルＸまたはＹに接続して
表示装置（８）に表示すべき画像の切り換えを行なうス
イッチである。
次に動作について説明する。ます、生体から得られる第
４図（ａ）に示すようなＥＣＧ信号λから、ＥＣＧ信号
検出回路（１１）により、Ｒｅ、ｆに基ついて同図（ｂ
）に示すようなｉｇ ＣＧ同期信号すを作成する。
４図（ａ）に示すようなＥＣＧ信号λから、ＥＣＧ信号
検出回路（１１）により、Ｒｅ、ｆに基ついて同図（ｂ
）に示すようなｉｇ ＣＧ同期信号すを作成する。
同時に、心拍数カウンタｔｌＺは％前記ＥＧＧ同期信号
すのパルス数に応じて予め設定された周期数単位で計数
する。即ち、上記心拍数カウンタ１１２＋の値は、１か
ら始まってｌすつ増加し、最初に定めた合成すべき心拍
周期数３に達すると再び１にリセットされ、結局１．−
２．３． ｉ、 ２．３．と変化することとなる。この
除、不歪脈検出回路（１３１において、周期か他と極端
に異なるものは不整脈と判断してＭｉＪ記カウンタの値
を増加させないでおく。こうすることによって、不整脈
と判断された周期はカウントされたことに／、（りす、
不整脈周期を除去することができる。
すのパルス数に応じて予め設定された周期数単位で計数
する。即ち、上記心拍数カウンタ１１２＋の値は、１か
ら始まってｌすつ増加し、最初に定めた合成すべき心拍
周期数３に達すると再び１にリセットされ、結局１．−
２．３． ｉ、 ２．３．と変化することとなる。この
除、不歪脈検出回路（１３１において、周期か他と極端
に異なるものは不整脈と判断してＭｉＪ記カウンタの値
を増加させないでおく。こうすることによって、不整脈
と判断された周期はカウントされたことに／、（りす、
不整脈周期を除去することができる。
一方、前記ＥＣＧ同期信号すと、オペレータにより与え
られる、Ｒ波よりどれだけ遅れた時相の断層１永を１心
拍周期の開始フレームにするかの情報とから、トリガ信
号発生回路−で第４図（Ｃ）に示すようなτ】時間遅れ
たパルス列Ｃが作られる。この時間τ、は同図に示す通
り、Ｅ−１ＣＧ同期信号すの立ち上がりからこのパルス
列Ｃの立ち下がりまでの時間で、ちる。このパルス列Ｃ
が谷心拍周期間での心時相の同期をとるための基準とｒ
ｌるトリガ信号である。
られる、Ｒ波よりどれだけ遅れた時相の断層１永を１心
拍周期の開始フレームにするかの情報とから、トリガ信
号発生回路−で第４図（Ｃ）に示すようなτ】時間遅れ
たパルス列Ｃが作られる。この時間τ、は同図に示す通
り、Ｅ−１ＣＧ同期信号すの立ち上がりからこのパルス
列Ｃの立ち下がりまでの時間で、ちる。このパルス列Ｃ
が谷心拍周期間での心時相の同期をとるための基準とｒ
ｌるトリガ信号である。
パルス発生回路（２）では前記トリガ信号に同期して第
４図（ｄ）に示すような基準パルス列ｄを作成する。こ
の基準パルスの周期τ３は、超音波の送受に要する時間
や重子回路の動作時間等に基ついて定まっており、装置
に固有のものである。一方、前６己トリガ信号Ｃのパル
ス間隔はＥＣＧ信号３に基ついたものであるため、この
ままでは両者の同期はとれｌヨい。そこで２例えばトリ
力１ｇ号のパルス［１Ｊτ２を％基準パルスの周期τ、
より太き（しておき、トリか信号の立ち上がりで基準パ
ルスをリセットし、トリガ信号の立ちＦがりに同期して
基準パルスを発生させるようにすれば、１心拍周期内で
は基準パルスは常にトリカバ信号に同期していることに
なる。
４図（ｄ）に示すような基準パルス列ｄを作成する。こ
の基準パルスの周期τ３は、超音波の送受に要する時間
や重子回路の動作時間等に基ついて定まっており、装置
に固有のものである。一方、前６己トリガ信号Ｃのパル
ス間隔はＥＣＧ信号３に基ついたものであるため、この
ままでは両者の同期はとれｌヨい。そこで２例えばトリ
力１ｇ号のパルス［１Ｊτ２を％基準パルスの周期τ、
より太き（しておき、トリか信号の立ち上がりで基準パ
ルスをリセットし、トリガ信号の立ちＦがりに同期して
基準パルスを発生させるようにすれば、１心拍周期内で
は基準パルスは常にトリカバ信号に同期していることに
なる。
以上のようにして作成した基準パルス列ｄは送信遅延ｌ
ａｌ路（３）で超音波ビームを放射する走査角に応じた
遅延時間を与えられ、駆動回路１４）へ送られる。この
際、上記基準パルス列ｄに与えられる遅延時間は、第４
図（ｅ）に示すよう／、ｊ、心拍数カウンタｔ１２１の
カウント値ｅに応じて各心拍周期別にあらかじめ定めら
れた超音波ビーム走査角に対応して定まっており、遅延
時間メモＩＪ ｔ２］＋内に遅延時間データとして蓄え
られている。
ａｌ路（３）で超音波ビームを放射する走査角に応じた
遅延時間を与えられ、駆動回路１４）へ送られる。この
際、上記基準パルス列ｄに与えられる遅延時間は、第４
図（ｅ）に示すよう／、ｊ、心拍数カウンタｔ１２１の
カウント値ｅに応じて各心拍周期別にあらかじめ定めら
れた超音波ビーム走査角に対応して定まっており、遅延
時間メモＩＪ ｔ２］＋内に遅延時間データとして蓄え
られている。
この走査角は例えは以−ドのようにして定める。
第５図に示すごとく１フレームにお＋７るビーム走査範
囲が角度−〇ｓ〜トθＳであれは、３周ルー分の画像で
１周期分の断層像を合成するから隣合う走査１ 線の間隔は第３図に示した場合の−すｒｌわち−Ａ−θ
。
囲が角度−〇ｓ〜トθＳであれは、３周ルー分の画像で
１周期分の断層像を合成するから隣合う走査１ 線の間隔は第３図に示した場合の−すｒｌわち−Ａ−θ
。
とｆｌる。心拍数カウンタｉｌＺのカウント１１ｒ（が
ｉ（ｇ−１，２，３，）の時、第１番目の走査角〜、工
を ただし Ｉ −１〜Ｎ 、 Ｎ −２ｅｓｌｅａのよう
に定めると、１心拍周期内では３本ごとの走査線を選ぶ
ことになる。したがって、上記カウント＋ｍノが１から
３まで変化すれば、第３図に示した走査線密度の３倍の
走査線密度を持つ断層像が得られる。
ｉ（ｇ−１，２，３，）の時、第１番目の走査角〜、工
を ただし Ｉ −１〜Ｎ 、 Ｎ −２ｅｓｌｅａのよう
に定めると、１心拍周期内では３本ごとの走査線を選ぶ
ことになる。したがって、上記カウント＋ｍノが１から
３まで変化すれば、第３図に示した走査線密度の３倍の
走査線密度を持つ断層像が得られる。
以上のようにして定めた超音波ビーム走査角に対応した
遅延時間を遅延時間メモＩＪ ｔ２１＋からアドレス制
御回路のにしたがって読み出し、送信遅延回路（３）で
この遅延時間に応じたパルス列を生成する。
遅延時間を遅延時間メモＩＪ ｔ２１＋からアドレス制
御回路のにしたがって読み出し、送信遅延回路（３）で
この遅延時間に応じたパルス列を生成する。
駆動回路（４）では、前記パルス列に基づいてトランス
デユーサ（５）のアレイ状振動子′ｒ、〜Ｔｎを駆動し
、所定の方向へ超音波ビームを放射させる。
デユーサ（５）のアレイ状振動子′ｒ、〜Ｔｎを駆動し
、所定の方向へ超音波ビームを放射させる。
生体からの反射波は、同じ振動子′１′、〜Ｔｎで受信
され、プリアンプ（６）で増幅されたのち受信遅延回路
（７）で合成される。合成された信号は、Ａ／Ｄ変換器
（至）を通ってディジタルデータに変換され画像メモリ
の）に格納される。画像メモリ＠は第６図に示すような
３次元マトリックス構造をしており、前記ディジタルデ
ータを格納すべきアドレスはアドｌ／ス制御回路（２６
）からの指令をもとに選定される。
され、プリアンプ（６）で増幅されたのち受信遅延回路
（７）で合成される。合成された信号は、Ａ／Ｄ変換器
（至）を通ってディジタルデータに変換され画像メモリ
の）に格納される。画像メモリ＠は第６図に示すような
３次元マトリックス構造をしており、前記ディジタルデ
ータを格納すべきアドレスはアドｌ／ス制御回路（２６
）からの指令をもとに選定される。
上記ディジタルデータの格納は次のようにして行なう。
１フレ一ム分の画像データはｆ；６図に示すアドレス空
間のｉｊ平面と平行な１平面上に格納し、図のに方向か
フレームの並び、１方向が１フレーム内での走査線の並
ひ、ｊ方向か１走査線上での画像データの並びに対応す
るよう（こ、データを格納するアドレスを定める。この
際、ｉ方向のデータ格納は心拍数カウンタｆｌＺの値７
（＃−１’、２゜３）によって第６図に示すように２
本とはしに行なうため、前記カウンタの値か１の心拍周
期内で１フレーム中の第１香目の走査線が格納されるべ
きｉ方向のアドレスをｉとすると、 １−３（１−１）＋ノ （２）の関
係が成立する。以上のよう（こして３心拍分の画像デー
タを順次画像メモリのに格納することによって、３心拍
ことに３心拍分のｉｉ！ｉＨ＆データか合成された走査
線密度の商い断層像か画像メモＩＪ １２３）内に格納
されたことになる。
間のｉｊ平面と平行な１平面上に格納し、図のに方向か
フレームの並び、１方向が１フレーム内での走査線の並
ひ、ｊ方向か１走査線上での画像データの並びに対応す
るよう（こ、データを格納するアドレスを定める。この
際、ｉ方向のデータ格納は心拍数カウンタｆｌＺの値７
（＃−１’、２゜３）によって第６図に示すように２
本とはしに行なうため、前記カウンタの値か１の心拍周
期内で１フレーム中の第１香目の走査線が格納されるべ
きｉ方向のアドレスをｉとすると、 １−３（１−１）＋ノ （２）の関
係が成立する。以上のよう（こして３心拍分の画像デー
タを順次画像メモリのに格納することによって、３心拍
ことに３心拍分のｉｉ！ｉＨ＆データか合成された走査
線密度の商い断層像か画像メモＩＪ １２３）内に格納
されたことになる。
画（象の表示に際しては、スイッチＳｏをＸ側に倒すと
、従来の装置と同様受信遅延回路（７）から直接表示装
置（８）へ信号が送られ実時間での表示を行、なう。ス
イッチＳｏをＹ側に倒すと、画像メモリ内の内容がり、
／Ａ変換器１２５）を介して赤示装首（８）に送られ、
３心拍ごとの走査線密度の高い断層像が表示される。
、従来の装置と同様受信遅延回路（７）から直接表示装
置（８）へ信号が送られ実時間での表示を行、なう。ス
イッチＳｏをＹ側に倒すと、画像メモリ内の内容がり、
／Ａ変換器１２５）を介して赤示装首（８）に送られ、
３心拍ごとの走査線密度の高い断層像が表示される。
なお、上記実施例では合成する同期数を３周期としたか
、その他の周期数を用いてもよく、更に検査する対象に
応じて＠記周期数を可変とすることもできる。
、その他の周期数を用いてもよく、更に検査する対象に
応じて＠記周期数を可変とすることもできる。
また、１−記実施例では、パルス発生回路からの出力で
ある基糸パルス列とトＩＪ Ｈ−・信号の同期をとるた
めに、トリカ゛信号のパルス巾を基準パルス列の１周ル
］より大きくシトリカ・・信号の立ち上がり／立ち一ト
かりて基準パルスをリセット／セットしていたか、その
他の方法で同期をとるようにしてもよい。
ある基糸パルス列とトＩＪ Ｈ−・信号の同期をとるた
めに、トリカ゛信号のパルス巾を基準パルス列の１周ル
］より大きくシトリカ・・信号の立ち上がり／立ち一ト
かりて基準パルスをリセット／セットしていたか、その
他の方法で同期をとるようにしてもよい。
また、上記実施例では超音波ビームの走査角をのように
心拍周期別に領域分割して走査するように定めてもよい
。
心拍周期別に領域分割して走査するように定めてもよい
。
更に、上記実施例では遅延回路を送信と受信とに分りで
構成したが、同一の回路で送信と受信の２つの機能を兼
用させるようにしてもよい。
構成したが、同一の回路で送信と受信の２つの機能を兼
用させるようにしてもよい。
また、」−記実施例ではセクタ形の電子走査の場合につ
いて述べたが、リニア形電子走査の場合にも本発明は適
用できる。
いて述べたが、リニア形電子走査の場合にも本発明は適
用できる。
更に、−Ｆ、記実施例では生体内の部位の動きに同期す
る信号としてＥＣＧ信号を選んだが、その他の手段、例
えは心音等を用いてもよ（、また、検査対象も心ル、我
に限らずその他の周期的な運動をする部位に対しても、
この運動に同ル１した信号をイ（Ｉることかできれは本
発明を適用することかできる。
る信号としてＥＣＧ信号を選んだが、その他の手段、例
えは心音等を用いてもよ（、また、検査対象も心ル、我
に限らずその他の周期的な運動をする部位に対しても、
この運動に同ル１した信号をイ（Ｉることかできれは本
発明を適用することかできる。
以上のように、この発明によれば、周期的に運動する部
位の数周期分の断層像を各々同期をとって合成すること
によって従来のものより走査線イ；度の１萌い高品質な
断層像を得ることができる効果がある。
位の数周期分の断層像を各々同期をとって合成すること
によって従来のものより走査線イ；度の１萌い高品質な
断層像を得ることができる効果がある。
一＄１図は従来の超音波断層装置の回路構成図、第２図
は第１図の装置の動作説明図、第３図は本発明の一実施
例による超音波断層装置の回路構成図、第４図は第３図
の回路の谷部波形図１．第５図は第３図の装置ｄの動作
説明図、第６図は第３図の回路中の自律メモリの一購成
例を示す図である。 （５）・・・トランスデユーサ、（８）・・・表示装ａ
、 ｉｌＤ・・・ＥＣＧ信号検出回路（生体の所定部
位の動きに同期した１ｇ号を？（Ｉる手段） 、 ｔ１
２＋・・・カウンタ、 ｔ１３１・・・心整脈（不整周
期）構出回路、（１２０）・・・カウンタ回路。 （陸・・・トリ方パ信号発生回路、１２１）・・・遅延
肋間メモリ、ａ＋・・・画像メモリ、（（資））・・・
トランスデユーサ駆動手段、＋３］１・・・受信手段。 なお１図中同一符号は同−又は和尚部分を示す。 代理人 葛 野 信 − 第 ２ 図 Ｏ ２６１− に１本（本 一’ −’−’−＋ ｅ ｓ 第５図 第６図 １フ「−ム分の虞＼イ喧〒−タ
は第１図の装置の動作説明図、第３図は本発明の一実施
例による超音波断層装置の回路構成図、第４図は第３図
の回路の谷部波形図１．第５図は第３図の装置ｄの動作
説明図、第６図は第３図の回路中の自律メモリの一購成
例を示す図である。 （５）・・・トランスデユーサ、（８）・・・表示装ａ
、 ｉｌＤ・・・ＥＣＧ信号検出回路（生体の所定部
位の動きに同期した１ｇ号を？（Ｉる手段） 、 ｔ１
２＋・・・カウンタ、 ｔ１３１・・・心整脈（不整周
期）構出回路、（１２０）・・・カウンタ回路。 （陸・・・トリ方パ信号発生回路、１２１）・・・遅延
肋間メモリ、ａ＋・・・画像メモリ、（（資））・・・
トランスデユーサ駆動手段、＋３］１・・・受信手段。 なお１図中同一符号は同−又は和尚部分を示す。 代理人 葛 野 信 − 第 ２ 図 Ｏ ２６１− に１本（本 一’ −’−’−＋ ｅ ｓ 第５図 第６図 １フ「−ム分の虞＼イ喧〒−タ
Claims (2)
- （１）生体に対し超音波を放射するとともに反射超音波
信号を受信するトランスデユーサと、生体の周期的に運
動する部位の動きに同期した信号を得る手段と、上記同
期信号を予め設定された周期数単位で割数するカウンタ
回路と２上記間期信号に基づいたトリカ゛信号を作成す
るトリ力・・信号発生回路と、上記カウンタのカウント
値に基づく遅延時間データを格納した遅延時間メモリと
、上記トリ力・・信号入力に対し上記遅延時間メモリの
遅延時間データたけ遅れて電子走査によって超音波を放
射せしめるトランスデユーサ駆動手段と、上記トランス
デユーサの受信信号を合成、処理し生体の所定部位の断
層像情報を得る受信手段と、」二組カウント値によるア
ドレス制御及び上記トリル・信号によるアドレス宙り御
によって」―Ｊ己谷カウントイ直のすべての周期分の断
層情報が同期して合成格納される自作メモリと、上記受
信手段からの出力あるいは上記画像メモリからの出力を
画像表示するための表示装置とを備えたことを特徴とす
る超音波断層装置。 - （２） 上記カウンタ回路が、不整周期を検出する不
整周期検出回路を含んでいることを特徴とする特許ｄＩ
７求の１艶聞第１項紀賊の超音波断層装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22975882A JPS59120142A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 超音波断層装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22975882A JPS59120142A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 超音波断層装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59120142A true JPS59120142A (ja) | 1984-07-11 |
Family
ID=16897211
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22975882A Pending JPS59120142A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 超音波断層装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59120142A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03118709U (ja) * | 1990-03-22 | 1991-12-06 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4878792A (ja) * | 1972-01-24 | 1973-10-22 | ||
| JPS5618853A (en) * | 1979-07-24 | 1981-02-23 | Tokyo Shibaura Electric Co | Ultrasonic diagnosing device |
-
1982
- 1982-12-28 JP JP22975882A patent/JPS59120142A/ja active Pending
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4878792A (ja) * | 1972-01-24 | 1973-10-22 | ||
| JPS5618853A (en) * | 1979-07-24 | 1981-02-23 | Tokyo Shibaura Electric Co | Ultrasonic diagnosing device |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03118709U (ja) * | 1990-03-22 | 1991-12-06 |
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