JPS6029137A

JPS6029137A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPS6029137A
Application number: JP13697483A
Authority: JP
Inventors: 住野　洋一
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1983-07-27
Filing date: 1983-07-27
Publication date: 1985-02-14

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】〔発明の技術分野〕本発明は超音波・ぐシスエコー法によシ組織の減衰特性
を測定し、診断情報として供する超音波診断装置に関す
るものである。

〔発明の技術的背景〕

音波は生体中を伝帳する際、高い周波数はど減衰が大き
く、またガン組織などにおいても高い周波数帯における
減衰が太きいと云う特徴がある。そこで、超音波パルス
エコー法を用いて生体組織の減衰特性を測定し、正常組
織と異常組織との鑑別診断に供する試みが成され、例え
ば文献Ｒｏｍａｎ　Ｋｕｃ　；　”　Ｃｌ１ｎｉｃａｌ
　Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｏｆ　ａｎ　Ｕｌｔｒａｓｏ
ｕｎｄ　Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ　Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅ
ｎｔＥｓｔｉｍａｔｉｏｎ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ　ｆｏ
ｒ　Ｌｉｖｅｒ　ＰａｔｈｏｌｏｇｙＣｈａｒａｃｔｅ
ｒｉｚａｔｉｏｎ　”　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ、Ｖｏｌ
、ＢＭＥ−２７ＮＯ，６Ｊｕｎｅ　１９８０等に発表さ
れているように特に臨床面でその有用性が認められつつ
ある。

その基本的な考え方を以下に示す。

すなわち、超音波の送受信を行う超音波トランスジュー
サから生体組織に送信された超音波パルスは生体組織が
均一である場合、その生体組織は無数の点反射体と考え
ることができ、該無数の点反射体で散乱あるいは反射さ
れエコーとなって再び超音波トランスジューサに戻って
来るが、超音波トランスジー−サの音場の広がりが無視
し得る場合には、超音波トランスジューサで受信された
エコーの振幅は均一な組織の減衰情報を有していると考
えられる。

すなわち、第１図に示すように、今、生体２内における
超音波トランスジューサ１がらの距離ＸｌのＡ点及び距
離ｘ２のＢ点（但しｘｌ　（Ｘ２　）の２点を考え、Ａ
点から戻って来たエコーの振幅スペクトラムＶＡ　（ｆ
）　（ｆは周波数）とＢ点がら戻って来たエコーの振幅
スペクトラムＶＢ（ｆ）を比較すると、送信超音波ノ９
ルスの振幅スペクトラムをＶｏ　（ｆ）とした場合、と表わせる。但しα（イ）は組織の減衰定数で単位長当
りの減衰量を表わしており、またｅは自然数を示す。

この第１式は変形するとと書き換えることができる。そして、この式の意味する
ところはＡ点とＢ点の位置とその各々の点からのエコー
の振幅スペクトラムから組織の減衰定数が得られると云
うことである。

以上のことを実験的に行うには第２図に示すようにＩｍ
音波ｉＲルスが送信された時刻をＯとし、エコーの受信
時刻ｔ１＝　２ｘｌ　／　Ｃ（Ｃ：超音波パルスの音速
）およびｔ２＝２ｘ２／Ｃにおける波形をある有限の幅
τの時間デートで抽出し、その振幅スペクトラムを得れ
ば良い。

第３図（ａ）はこのようにして得た振幅スペクトラムで
あり、第３図（ｂ）はその比をとったものであって、Ｗ
Ｓ２式より組織の減衰定数α（イ）が算出できる。

ところが、前述したように生体組織が均−力場台、その
生体内の無数の点反射体からの受信エコーには各点反射
体からの無数のエコーが互いに正負に干渉し合った結果
、時間的（距離方向）に強弱の／ｅターンが現われる。

まだ同様に空間的（方位方向；超音波パルスの進行方向
と直交する方向）にもこの現象が現われ、この効果によ
るＢモード像上のノ々ターンはス硬ツクルパターンと呼
ばれている。従って、このパターンは実際の点反射体の
分布を示しているのではなく、超音波・Ｑルス送受信に
おける距離分解能。

方位分解能に起因するものである。

第３図（ａ）　、　（ｂ）を見るとわかるようにこのス
波７クルの影響により振幅スペクトラムにリップルが牛
じており、このリンフ０ルは生体組織の減衰測定の誤差
要因となる。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、前述した受
信エコーの振幅スペクトラムに生ずるリップルによる誤
差を軽減し、精度の高い減衰特性を得ることができてこ
れにより精度の良い診断情報を得ることができるように
した超音波診断装置を提供することを目的とする。

〔発明の概要〕

すなわち、本発明は上記目的を達成するため、多数の超
音波振動素子を並設しだアレイ形のトランスジューサを
用い、これら超音波振動素子の励振を制御することによ
り超音波ビームの走査を行うと共にその反射波を検出し
て受信エコー信号を得、これを表示器に与えて超音波Ｂ
゛モード像得るようにした超音波診断装置において、前
記超音波ビームの走査による受信エコー信号の受信領域
を同一走査範囲で深さ位置を異ならせた少なくとも２箇
所設定する手段と、この設定された受信領域での受信エ
コー信号を抽出する手段と、この抽出された受信エコー
信号を得て前記設定された受信領域内でのすべての受信
エコー信号について各々受信領域別に加算平均または最
大値の受信エコー信号情報を得る演算手段と、この演算
手段により得られた受信エコー信号情報をそれぞれスペ
クトラム演算し、時間−周波数変換すると共に各々の比
をとって前記設定した各々の受信領域間での超音波ス被
りトラム減衰特性を得る周波数分析手段と、この減衰特
性を映像信号化して前記表示器に与える手段とを用いて
構成し、同一範囲における深さの異なる少なくとも二つ
の領域を設定してこの領域内の受信エコー信号を演算手
段によりｊ［Ｉ次加算平均するか最大値をとることによ
って該設定領域外からのエコーを除去し、これによって
ス被ックルの影響を取シ除くとともに、このスぜツクル
の影響を取シ除いた前記演算手段用・力を各々スペクト
ラム演算し、各々の比をとって前記設定した各々の受信
領域間での超音波ス４クトラム減衰特性を得るようにし
て、特定の部位における上記減衰特性をスペックルの影
響を受けることなく知ることができるようにする。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例について図面を参照しながら説
明する。

本発明は基本的にはリニアアレイトランスノユーサを用
いて電子スキャンを行い、Ｂモード像を観察し、そのＢ
モード像上にて均一な被検部位（ケ゛−ト位置）を設定
し、同一のりニアアレイトランスノユーサの受信エコー
を用いて前記第２式の演算を行い減衰特性を表示する超
音波装置を用い、Ｂモード像を構成する復数本の超音波
ビームの受信エコー情報を用いてスペクトラムを第４図
の如く平滑化し、これによってリンフ０ルを除去して精
度を向上させるようにするものである。

すなわち、第５図に示すように生体内はＢモード像３に
示すように腹壁４．筋肉層５．血管６などがあるため、
たとえば肝臓実質７などのような均質で大きな臓器の減
衰情報を得ようとしても前記第２式の導出過程かられか
るように第１図Ａ点とＢ点との間に均一で々い物質があ
る場合にはα（ｆ）の値は間に介在する物質の減衰効果
が入ってし才うたぬ、所望の均質部分の減衰情報が得ら
れない。

従って、本発明では術者はＢモード像を観察しながら被
検部位（ゲート位置）をケ゛−ト間に不均質な物質が入
らないようにダートカーソル８にて設定する。

次に前記スペックルの影響を軽減するために第５図のよ
うにラスタＬ１〜ｔｎ′！！での均質な部分のみを包含
する走査線をラスタカーソル９により設定１７、これら
ダートカーソル８及びラスタカーソル９により設定され
た領域相当の受信エコーを抽出する。

第６図（ａ）はゲートの位置を示しており、（ｂ）はｚ
ｌ−Ａｎに対応する受信エコーを示している。

このようにケゝ−トカーソル８．ラスクカーソル９によ
り設定された領域をテレビ走査する間、受信エコーを抽
出し、これにより得られた第６図（ｂ）の如きラスタｎ
本分のデータ１てついて加算平均することによってリッ
ゾル分を除去しようとするものである。

第７図に本装置のｈ’に成を示す。

図はリニア電子スキャン方式の超音波診断装置に対する
本発明の適用例を示すブロック図であり、図中１０は復
数の超音波振動素子を並設して構成されるアレイ形の超
音波送受用のトランスジューサである。まだ、１ノはサ
ンプリング信号発生器であり、サンプリングのタイミン
グを与える所定周期のサンプリング信号ｓｐを発生する
。１２はこのサンプリング信号ＳＰを受けてレート信号
を発生するレート信号発生器。

１３はこのレート信号を超音波ビームの熱点が所定の深
さとなるように遅延時間を与える送信遅延回路であり、
この送信遅延回路１３はトランスジューサ１０における
送受に供する１組分の超音波振動素子数に対応した辞の
遅延素子を有している。

すなわち、リニア電子スキャン方式の超音波装置は例え
ば隣接する所定個数の鯵音波楯動素子を１組としてこれ
ら一組分の超音波振動素子について励振パルスを与え、
各励振させて超音波を発生させるものであり、この励振
させる一組分の超音波振動素子について各々適宜に励振
タイミングをずらすことにより各超音波振動素子から送
信される超音波に位相差を持たせ、この位相差による干
渉を利用して超音波ビームを得るようにしだものである
。従って、この位相差を持たせるために少なくとも前記
１組分の超音波振動素子対応数の遅延素子を有しており
、各々の遅延素子は超音波ビームの焦点位置やビーム径
によって定まる各々対応の超音波振動素子の必要な遅延
時間をレート信号に対し与えることができるようになっ
ている。尚、超音波ビームをリニアスキャンさせるため
にはトランスジー−サ１０における前記励振させる１組
分の超音波振動素子群の位置を順次シフトさせてゆく必
要があるが、これは例えば図示しない制御装置の制御の
もとに超音波振動素子を選択切換えする図示しない切換
装置によシ、励振すべき超音波振動素子を選択すること
により行う。

１４は超音波励振・やルスを発生するパルサ群であり、
この・ぐルナ群１４は少なくとも前記励振すべき１組分
の超音波振動素子群の数に対応する数の・ぞルサを有す
ると共に前記送信遅延回路１３の遅延素子と対応がとら
れていて、各々対応する遅延素子により定まる遅延時間
だけ遅れてレート信号が与えられ、これによって超音波
励振ノクルスを出力する。このパルサ群１４の各ノクル
サの出力する超音波励振パルスは前述した図示しない切
換装置によシ選択されている１組分の超音波振動素子群
の各対応する位置の超音波振動素子に与えられてこれを
励振する。

尚、超音波振動素子数と同数の・ぞルサを設けた場合に
は超音波ビーム発生位置に対応する位置の前記１組分の
超音波振動素子群に対応する・９ルサを選択してレート
信号を与え、励振する。

そして、この場合、切換装置は不要となる。

１５は前記レート信号発生器１２からのレート信号を受
けて水平同期信号ＳＲを発生する水平同期信号発生器で
ある。

１６はこの励振された各超音波振動素子により検出され
た超音波エコーの検出出力を各々増幅するノリアンプ群
であシ、また、１７はこのノリアンプ群１６で各々増幅
されて出力される各超音波振動素子の出力の遅延を行う
受信遅延回路である。この受信遅延回路１７は前記１組
分の超音波振動素子数分あシ、前記図示しない制御装置
に制御されて各対応の超音波振動素子に対する送信時の
遅延時間及び超音波受信時の焦点位置制御などによって
必要な遅延時間が設定される。

１８は加算器であり、この受信遅延回路の出力を加算し
て１つの受信エコー信号に合成される。

１９はこの合成されたエコー信号を対数圧縮する対数増
幅器であり、２０はこの対数圧縮後の出力について検波
を行う検波回路、２ノはこの検波回路２０の出力をＡ／
ｌ）　（アナログ・ディジタル）変換するＡ／Ｄ変換器
、２２はこの人力変換された合成エコーのディジタルデ
ータを該合成エコーの得られた生体Ｐ内における深さ位
置及びトランスジューサ１０における超音波ビーム発生
位置に対応した画素位置に記録してゆくフレームメモリ
であり、このフレームメモリ２２の記録位置及び読み出
し位置は図示しない制御装置の制御のもとに制御される
。

２３はこのフレームメモリ２２より読み出され元データ
をめ変換するＤ／Ａ変換器、２４はこのＤ／Ａ変換器２
３によりアナログ信号化され、映像信号化されたフレー
ムメモリ２２の画像を表示する表示器である。

２５ａ、〜２５ｅは各々ラッチであり、これらラッチ２
５　ａ　、　〜２５　ｅのうち２５ａ、２！ｙｂは表示
器２４の画像の超音波ラスタ（超音波ビームの経路に対
応）のうち、指定した任意のラスタＩ−１＋　Ａｎに対
応するデーＩＸ’、牛５　ｃ、２５　ｄは超音波ラスタ
における指定した任意の深さのダートＡ、Ｂに対応する
データを一時保持する。

寸だラッチ２５ｅは上記ケゝ−トＡ、Ｈのダートの幅を
示すデータを保持する。

２６は水平ダート信号発生器であり、この水平ダート信
号発生器２６は前記サンプリング信号発生器１１の出力
するサンプリング信号Ｓ。

及び水平同期信号発生器１５の出力する水平間ｊ￥１ｊ
信号ＳＨ及びレート信号発生器１２の出力する４ｊ号（
垂直同期信号）Ｓｖを受けて前記ラッチ２５ｈ、２５ｂ
のデータから超音波ラスタｚ１゜Ｌｎに対応する受信エ
コー信号を取込んでいる期間のみ°′１″なる論理レベ
ルの信号を、その他の期間では°°０”なる論理レベル
の信号をゲート信号として出力するものである。

２７ａ、２７ｂは垂直ダート信号発生器であり、これら
の垂直ダート信号発生器２７ａ。

２７ｂのうち２７ａはダートＡに対応するデータ（ラッ
チ２５ｃの保持データ）とラッチ２５ｅの保持するｒ−
）の幅τのデータ及び前記水平同期信号Ｓ１．及び垂直
同期信号Ｓｖを受け、水平。

垂直同期信号５Ｈ２Ｓｖに同期して表示器２４における
走査線がＩ’ｉ’Ｊ記ダートＡの深さ対応の位置に達し
てからり゛〜ト１１蕗τ相当の範囲までの走査が終る址
での間、１”なる論ｒ１ノベルの、そして、その他の期
間ではＩＩ　ＯＩＩなるｔ島理レベルのケ゛−ト信号を
発生ずるものである。また、垂直ゲート信号発生器２７
ｂはケ゛−トＢに対応するデータ（ラッチ２５ｄの保持
データ）とランチ２５ｅの保持するダート幅τのデータ
及び前記水平、垂直同期信号５Ｈ９Ｓｖを受け、水平。

垂直同期信号５Ｒ２Ｓｖに同期して表示器２４における
走査線が前記ケ゛−）Ｈの深さ対応の位置に達してから
ケ゛−ト幅τ相当の範囲寸での走査がパる１での間、１
”なる論理レベルの、そして、その他の期間では０″な
る論理レベルのケ゛−ト信号を発生するものである。

２８ａ、２８ｂはダート回路であυ、これらのうち、２
８ａは水平ゲート信号発生器２６及び垂直ダート信号発
生器２７ａのケ８−ト信号出力受け、両者がパ１″のと
き出力を発生する。

また、ダート回路２８ｂは水平ダート信号発生器２６及
び垂直ゲート信号発生器２７ｂのダート信号出力を受け
、両者がＩｔ　Ｉ　ＩＩのとき出力を発生する。

２９ａ、２９ｂはスイッチであり、これらのうち２９ａ
はケ９−ト回路２８ｔｈの、また、２９ｂはダート回路
２８ｂの出力信号を受けて動作すると共に加算器１８の
出力する合成受信エコー信号を該動作期間中、通す機能
を有する。３０ａ＋３０ｂはメモリであり、このメモリ
３０ｈ。

３０ｂのうち３０ｈにはスイッチ２９ａを通して与えら
れた合成エコー信号が、また、３０ｂにはスイッチ２９
ｂを通して与えられた合成受信エコー信号がそれぞれ与
えられる。ここでは図示していないがメモリ３０ｇ、３
０ｂの前段にはＡ／Ｉ）変換器が設けてあり、ディジタ
ルデータ化したうえで各々メモリ３０ｇ　、３０ｂに記
憶される。

その結果、メモＩＪ　３０　ａ　、　３０　ｔ）にはダ
ートＡ、ケゞ−トＢの範囲のデータが記憶されることに
なる。

３１は演算器であり、この演算器３１は水平同期信号Ｓ
Ｈに同期して動作し、メモリ３０ａ。

３０ｂの記憶データを受けて各々のケゝ−ト別加算平均
または最大値検出を行う。

３２は周波数分析器であシ、この周波数分析器３２は前
記水平同期信号ＳＨに同期して動作すると共に演算器３
１の出力データを周波数分析して出力する。

３３はめ変換器であり、周波数分析器３２の出力データ
をアナログ信号に変換して出力する。このアナログ信号
は表示器２４に与えられて像として表示される。

３４はダートマーカ発生器で前記ダート回路２８ｈ、２
８ｂの出力を受けマーカ信号を発生して表示器２４に与
えるものである。

次に上記構成の本装置の作用について説明する。

サンプリング信号発生器１１よりサンプリング信号を受
けるとレート信号発生器１２はレート信号を発生し、送
信遅延回路１３と水平同期４３号発生器１５にこれを与
える。すると水平同期信号発生器１５はこれに同期して
水平同期信号ＳＨケ発生し、まだ送信遅延回路１３は内
蔵する各々の遅延素子に前記レート信号を与えて各々の
遅延時間分、遅延を与えて各別にレート信号を出力する
。この信号はパルサ群１４の対応する各パルサに力えら
れる。・やルナ群１４は遅延素子数に対応した数のパル
サが設けられていて各々特定の遅延素子と対応がとられ
ていることから、対応する遅延素子の遅延時間分だけ遅
れてレート信号を受けることから、該遅延時間分の遅れ
をもって励振パルスを出力する。

この励振パルスは図示しない切換装置を介して選択され
たリニアアレイトランスジューサ１０の前記１組分の超
音波振動素子における対応のものに一１ｉえられ、これ
を励振する。

従って、この各超音波振動素子からは各々入力された励
振・Ｐルスの位相差をもって超音波を送信し、この位相
差は超音波がビームとして収束するような時間差を持た
せであることからその位相差に対応した超音波ビームと
なる。

乙の超音波ビームの反射波はリニアトランスジューサ１
０により捕えられ、前記励振に供した各超音波振動素子
により受信エコーとして検出されて電気信号に変換され
る。そして、これら各電気信号はプリアンプ群１６に各
別に与えられ、増幅されて受信遅延回路１７に送られる
。

そして、ここで送信時に与えた遅延時間分の遅延を与え
て各々の時間軸を揃えた後、各々加算器１８に送り、こ
こで加算して合成する。この合成された受信エコー出力
は対数増幅器１９で対数圧縮され、検波回路２０で検波
されて後、Ａ／Ｉ）変換器２１によりディジタル変換さ
れ、フレームメモリ２２に画像データとして記憶される
。このとき、画像データの格納アドレスは゛リニアトラ
ンスジューサ１０における超音波ビーム送信位置と受信
エコーの深さ位置対応のアドレスとする。

超音波ビームが１ノぞルス分送信されると次のレート信
号発生時にはリニアアレイトランス・シーーサ１０の前
回励振した１組分の超音波振動素子群は超音波振動素子
１ピッチ分隣シにずらして新たな１組分が選択され、こ
の新たな１組分の超音波振動素子に対して上述同様の動
作が繰シ返えされる。

このようにして順次１ピッチ分ずつ選択する超音波振動
素子の位置をずらして送受信を行ってゆくことによりフ
レームメモリ２２上には１フレ一ム分の画像が残ること
になる。そして上記動作を繰り返すことによシ超音波ビ
ームのリニアスキャンが繰り返されてフレームメモリ２
２上の画像は更新されてゆく。

フレームメモリ２２上の画像デ〜りはテレビ走査方式に
合わせて画像を水平方向に順次読み出し、Ｄ／Ａ変換器
２３に与え、ここでアナログ信号化する。そして同期信
号を付加して複合映像信号としだ後、表示器２４に与え
、映像として表示させる。これにより表示器２４上には
リニアスキャンによる断層像が表示されることになる。

一方、術者が表示器２４上のＢモード像を見ながら第５
図に示す如く図示しない設定手段により、ラスクカーソ
ル、ダートカーソルに対応する位置データとダート幅τ
のデータを設定するとこのデータは対応する各ラッチ２
５ａ〜２５ｅに蓄えられる。

すなわち、Ｌ　１　ｒ　Ｉ、ｎは超音波ラスタ１．　、
１ｎに対応するデータ、　ＧＡ、　ＧＢはダートＡ、Ｂ
に対応するデータであり、Ｌｌは２５ａに、そしてＬｎ
は２５ｂに、丑たＧＡは２５Ｃに、Ｇ９は２５ｄに、そ
して更にては２５ｅに蓄えられる。

これらのデータのうちＬｌとＬｎは水平ダート信号発生
器２６に与えられ、この水平ケ゛−ト信号発生器２６は
水平同期信号Ｓ□とレート信号発生器１２の出力するレ
ート信号（垂直同期信号Ｓｖとして用いる）を受けてこ
れらより表示器２４における超音波走査の超音波ビーム
ｔ１〜ｔｎに相当する期間、ダート信号″１ｎを出力す
る。

すなわち、ＳＨとＳｖ及び超音波反射波の検出出力デー
タとの間には密接な時間的関係があるので、水平ダート
信号発生器２６がダート信号パ１”を出力する期間は超
音波ラスタ１．−ｔｎに対応する受信エコー（超音波反
射波の受信信号）を取り込んでいる期間となる。水平ダ
ート信号発生器２６はそれ以外の期間は°°０″なるダ
ート信号を発生する。

また、ＧＡとＧＢはダートの幅のデータτとともにそれ
ぞれ対応する垂直ケ゛−ト信号発生器２７ａ、２７ｂに
与えられ、これら各垂直ダート信号発生器２７ｔｓ　、
２７ｂは前記レート信号（垂直同期信号ＳＶ）とサンプ
リング信号発生器１１の出力するサンプリング信号Ｓ、
とによってテレビ走査の垂直掃引期間におけるＧＡ、Ｇ
Ｂ対応位置よりτ々る時間だけダート信号″１”を発生
し、その他の期間では°゛０″なるダート信号を発生す
る。

これら各ダート信号はダート回路２８ａ、２８ｂ、　に
与えられる。そして、ダート回路２８ｈは水平ダート信
号発生器２６及び垂直ケ°−ト信号発生器２７ａからの
ダート信号を受けて両者が１”の期間、スイッチ２９ｂ
をオンさせる。

これにより）スイッチ２９ｂのオンとなる期間は超音波
ラスタｔ１〜ｔｎの間で且つ垂直掃引におけるＧＢなる
位置よりゲート幅τなる期間となる。これらスイッチ２
９ａ、２９ｂには加算器１８の出力が与えられているた
め、加算器１８の出力はこれらスイッチ２９　ａ　、　
２９　’ｂによりそのオンとなる期間だけそれぞれ抽出
されることになる。これらの抽出された加算器１８の出
力は対応するメモリ３０ａ、３０ｂに記憶される。そし
て、このメモリ３０ａ　、３０ｂのデータハ演算器３１
に与えられ、加算平均される。

本実施例ではメモリ３０　ａ　、　３０　ｂは各々超音
波ラスタ１．〜ｔｎ４でのラスタに対するラインメモリ
（−ラスク分の画素容量を持ち、時間軸に対応させて順
次画像データを取シ込むことのできるメモリ）で構成さ
れているものとして以下の説明を行う。

すなわち、水平同期信号ＳＩｆの１周期の間にメモリ３
０ｍには前記ｔ１〜ｔｎ、ゲートＡ、ケ９−ト幅τで定
まる領域での受信エコーのデータυＡｊ　（ｋＴ）　（
ｋ　＝　１、−・・τ／Ｔ　；　ｊ　＝　１　、−・−
ｎ　：　Ｔはサンプリング信号Ｓ、の周期）が入ってお
り、メモＩＪ　３０　ｂには同様に前記ｔｌ−、−ｔｎ
、ダートＢ、ダート幅τで定まる領域の受信エコー信号
のデータｖＢｊ（ｋＴ）が入っている。ＳＨに同期して
υＡｊ（ｋＴ）、υＢｊ（ｋＴ）が演算器３１に取シ込
まれ、ここでなる加算平均かまたはなる最大値検出がそれぞれ行われる。次にこれらの演算
結果は周波数分析器３２に入力され、ここでスペクトラ
ム演算（時間→周波数変換）及び９４２式の演算が行わ
れる。その結果はい変換されて表示器２４に送られ、単
位長当りの減衰量のグラフとして表示される。

また、前記ダート回路２８ａ、２８ｂの出力はダートマ
ーカ発生器３４に与えられ、前記４　”　ｔｎ＋　’ｌ
”−トＡ、Ｂ、ダート幅τに対応したマーカが発生され
る。このマーカは表示器２４に与えられ、Ｂモード像の
両面上に表示されて位置が確認できるようになる。

第＼８図は本実施例による表示の一例を示すものである
。図中３４．３５はダートの位置はダートの位置を示す
マ〜力であシ、このマーカは前記ゲートマーカ発生器３
４で発生されたものである。また、３３はケ’−）Ａか
らＢまでの間での超音波振幅スペクトラムの単位長当シ
の減衰量を示す前記αωのグラフを示している。尚、α
ωが周波数に対し、はぼ直線的に増加することから、こ
の部分を直線で最小二乗近似し、その直線の傾きβ（ｎ
ｅｐａｒ／ｃＦｎ・ＭＪ（ｚまたはｄＢ、乙ｗ　・ＭＨ
ｚ　）を表示することも有効である。

以上のようにした結果、本装置はＢモード像上で所望と
する部位に対しカーソルを合わせることによりそのカー
ソルで示される領域間における超音波の減衰特性が計算
されて表示され、しかもこの特性は前記領域内における
各超音波ラスク毎の抽出データの加算平均または最大値
より得るようにしたので、スペックルによるリップルが
除去されたかたちとなっており、従って、所望領域での
生体組織の減衰特性が高精度で得られるようになる。

尚、本発明は上記し且つ図面に示す実施例に限定するこ
となく、その要旨を変更しない範囲内で適宜変形して実
施し得るものでおり、例えば上記実施例ではトランスジ
ユーザとしてリニアアレイを用いたが、フェイズドアレ
イ（セクタスキャン用）を用いても同様に実施できる。

また、本実施例では水平同期信号の１周期に１回毎の周
波数分析を行っているが、周波数分析器の演算速度が遅
い場合には数周期のデータを他のバッファメモリに蓄え
、このバッファメモリからデータをＥ）℃み出しつつゆ
っくりと周波数分析を行う方式等へ変更することもでき
る。

〔発明の効果〕

以上詳述したように本発明は多数の超音波振動素子を並
設したアレイ形のトランスジー−サを用い、これら超音
波振動素子の励振を制御することにより超音波ビームの
走査を行うと共にその反射波を検出して受信エコー信号
を得、これを表示器に与えて超音波Ｂモード像を得るよ
うにした超音波診断装置において、前記超音波ビームの
走査による受信エコー信号の受信領域を同一走査範囲で
深さ位置を異ならせた少なくとも２箇所設定する手段と
、この設定された受信領域での受信エコー信号を抽出す
る手段と、この抽出された受信エコー信号を得て前記設
定された受信領域内でのすべての受信エコー信号につい
て各々受信領域別に加算平均まだは最大値の受信エコー
信号情報を得る演算手段と、この演算手段により得られ
た受信エコー信号情報をそれぞれスペクトラム演算し、
時間−周波数変換すると共に各々の比をとって前記設定
した各々の受信領域間での超音波スペクトラム減衰特性
を得る周波数分析手段と、この減衰特性を映像信号化し
て前記表示器に与える手段とを用いて構成し、同一範囲
における深さの異なる少なくとも二つの領域を設定して
この領域内の受信エコー信号を演算手段により順次加算
平均するか最大値をとることによって該設定領域外から
のエコーを除去し、これによってスペックルの影響を取
り除くとともに、このスペックルの影響を取り除いた前
記演算手段出力を各々スペクトラム演算し、各々の比を
とって前記設定した各々の受信領域間での超音波スペク
トラム減衰特性を得るようにしだので、前記受信領域の
設定を行うことによって特定の部位における上記減衰特
性をスペックルの影響を受けることなく知ることができ
るようになり、従って生体組織の超音波減衰特性を高精
度で知ることができて生体の診断に極めて有益な情報を
提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図〜第３図は超音波エコーの振幅スペクトラムの減
衰特性を得る原理を説明するだめの図、第４図は第３図
のスペクトラムよりリップル除去をした際に得られる減
数定数の特性図、第５図は本発明装置の表示状態を示す
図、第６図は第５図におけるカーソルで設定したダート
とこのダートにより抽出される受信エコー信号とその加
算平均または最大値信号を得る様子を説明するだめのタ
イムチャート、第７図は本発明の一実施例を示すブロッ
ク図、第８図はＢモード像、カーソル、　ｒ　−）幅、
減衰特性の表示例を示す図である。１０・・・トランス・クユーサ、１１・・・サンプリン
グ信号発生器、１２・・・レート信号発生器、１３・・
・送信遅延回路、１４・・・・ぐルナ群、１５・・・水
平同期信号発生器、１６・・・プリアンプ群、１チ・・
・受信遅延回路、１８・・・加算器、１９・・・対数増
幅器、２０・・・検波回路、２１・・・Ａ／］）変換器
、２２・・・フレームメモリ、２３．３３・・・Ｄ／Ａ
変換器、２４・・・表示器、２５ａ、〜２５ｅ・・・ラ
ッチ、２６・・・水平ｒ−ト信号発生器、２７ａ、２７
ｂ・・・垂直ケ“−ト信号発生器、２８ｔｈ、２８ｂ・
・・ｒ−ト回路、２９　ａ　、　２９　ｂ　・＝スイッ
チ、３０　ａ。３０ｂ・・・メモリ、３１・・・演算器、３２・・・周
波数分析器、３４・・・ゲートマーカ発生器。出願人代理人　弁理士　鈴　江　武　彦第１図 −第２図峰と第３図イ１腎（第　４　図ｆ □ｆ

Claims

【特許請求の範囲】

多数の超音波振動素子を並設したアレイ形のトランスジ
ューサを用い、これら超音波振動素子の励振を制御する
ことによシ超音波ビームの走査を行うと共にその反射波
を検出して受信エコー信号を得、これを表示器に与えて
超音波Ｂモード像を得るようにした超音波診断装置にお
いて、前記超音波ビームの走査による受信エコー信号の
受信領域を同一走査範囲で深さ位置を異ならせた少なく
とも２箇所設定する手段と、この設定された受信領域で
の受信エコー信号を抽出する手段と、この抽出された受
信エコー信号を得て前記設定された受信領域内でのすべ
ての受信エコー信号について各々受信領域別に加算平均
まだは最大値の受信エコー信号情報を得る演算手段と、
この演算手段により得られた受信エコー信号情報をそれ
ぞれスペクトラム演算し、時間−周波数変換すると共に
各々の比をとって前記設定した各々の受信領域間での超
音波ス被りトラム減衰特性を得る周波数分析手段と、こ
の減衰特性を映像信号化して前記表示器に与える手段と
を具備したことを特徴とする超音波診断装置。