JPS6120540A - 超音波写像装置 - 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】 （イ）産業上の利用分野 本発明は超音波写像装置に関するものであり、より特定
すれば、改良された変換器アセンブリを利用する超音波
医療診断装置に関するものである。

（ロ）従来の技術ならびに問題点 最近、診断用超音波の分野において、いわゆる「実時間
」超音波Ｂ走査検査装置の出現を見るに至っている。「
実時開Ｊという用語は、装置が十分な高速で連続する像
を発生するので、該像は人間の眼の保持速度より速く発
生され、その結果、動いている対象が連続連動で現われ
ることを意味する。従って、実時間動作において、高速
で発生される連続像についてのオペレータの観察に基い
て、実際の追究（スタディ）と同じ時機、に、オペレー
タは該追究に関与することができるのである。この実時
間特徴は、超音波検査の従来の形式にくらべて改良例で
あると考えられるが、それは、従来の形式では、患者の
表皮の周囲で単一の変換器を動かすことＫよって、追究
の経過中、単一画像だけがゆっくりと漸次に発生される
からである。オペレータを追究の過程に関与させること
に加え１、実時間装ｗｈ、移動する体の部分についての
１停止動作」像を可能にし、さらに動作研究をも可能に
している。

実時間超音波検査装＠は主に２つの一般的な形式に分類
されており、それは線走査と扇形走査である。電子線走
査装置は、個別の圧電超音波変換器素子から成る大きな
直線アレーを含む変換器アセンブリを利用する。写像回
路は、所定の反復シーケンスに従って、連続する別のグ
ループの素子を始動する。これによって、該変換器アセ
ンブリから外方向に延びる各並列通路沿いに伝搬される
連続する合成超音波ビームを発生する。該アセンブリは
、画像発生中は、患者の体に対し静止して保持される。

周知の形式の写像回路および表示装置と連絡するこの技
術によって、受信した超音波エコーから、変換器プレー
に近い体の部分を通る同一平面、すなわち「スライス」
で取られた患者の体の内部構造についての二次元の方形
画像を画定する情報を発生する。画像面における各点の
１座標は、入射する超音波エネルギーが体内での組織界
面から変換器に向かって反射されるのに要する時間量に
よって判定される。他の座標は、該反射エネルギーを生
せしめた合成超音波ビームの軸の、変換器沿いの、場所
によって判定される。

この装置を作動して、例えば、１秒につき６０回反復し
て、直線変換器アレー沿いに入射ビーム源を繰り返し歩
進（ステップ）させることによって、その結果化ずる超
音波で発生された画像フレームの高速シーケンスは、移
動する体の部分の連動を示すことができる。あるいはま
た、画像データの単一フレームは表示のために保持され
て、そのような体の部分の高速運動を停止させることも
できる。

そのような直線歩進走査装置によって走査される表示領
域は方形であって、ＣＲＴのような二次元表示装置にお
ける表示に適している。そのような装置に必要な電子装
置は比較的安価であって、全ビームが平行しておりしか
も均一の増分で歩進されるので単純である。さらに、直
線歩進走査装置はその表示領域全体にわたって、実質的
に均一な視野を呈する。

しかし、直線装ｆｌＫは若干の欠点がある。例えば、変
換器アセンブリは幾分長めである必要があり、従って、
方形表示の１辺の長さが変換器アレーの長さに等しいた
めに利用しにくい。

線走査装置によって発生される全ての超音波ビームは並
列線によって伝搬されるので、線走査装置は、通常、肋
骨の後側に位置する器管のような、他のより近い部分の
後に隠されている患者の体の部分を写像することができ
ない。

を気的に歩進される直線アレー超音波装置の周知のタイ
プは、か照のためにここに記載するが、Ｈａｖｌ　ｉｃ
ｅ、　Ｊ、　Ｂ、他による［医療のための超音波写像：
その原理と装置についての概説」（ＩＥＢＥ紀要、第６
巻、第４号、１９７９年４月の６２０ページ〜６４）ペ
ージ）において説明されている。

周知の実時間電子超音波走査装置のまた別のタイプとし
ては、電子扇形走査装置がある。そのような装置におい
て、変換器素子の直線アレーは、直線歩進走査の場合に
おけるように利用される。しかし、アレー〇長さは、前
述の歩進走査直線装置の場合におけるよりもかなり短か
い。

電子扇形走査装置ｔ−利用する場合、変換器アセンブリ
は、検査しようとする患者の体の部分の近くに静止のま
ま保たれる。全素子が単一グループで繰り返して始動さ
れる。位相遅延回路は写像回路に関連しているが該写像
回路は、変換器素子による超音波ビームの発射ならびに
受信を制御するのに利用される。それぞれの素子を適切
に位相遅延させることによって、変換器アレーによシ繰
り返し発生される超音波ビームは、変換器アセンブリの
表面に対して別々の角度で「制御」される。変換器アレ
ーの全素子の連続する始動によって発生される超音波ビ
ームの該角度は、一方から他方へ増分して繰り返し走査
されるので、該連続する超音波ビームは、同一平面での
別々の角度で、患者の体を通って集合的に掃引する。

電子扇形走査装置を利用することによって直線歩進走査
装置にまさる幾つかの利点が達成される。先ず第一に、
変換器アセンブリは歩進走査装置の場合におけるよシも
著るしくコンパクト罠なっておシ、従って、患者の体の
殆どいかなる場所においても利用できる。超音波ビーム
は、異なる角度で被験者内に向けられるので、例えば骨
のような、体のより不伝導性の他の部分の後になってい
る位置のために、直線歩進走査装置の視野から隠される
こともあり得る体の部分でも、電子扇形走査装置によっ
て写像することができるのである。

しかし、電子扇形走査装置にもその固有の欠点がある。

そのような欠点の１つは、これらの走査装置が、変換器
アセンブリに近い体の領域では、狭い視野を有するとい
うことである。これは、該扇形走査装置の視野が円の扇
形に類似しており、かつ、変換器アセンブリの近くでは
、超音波ビームの掃引の行程が全く小さい、ということ
による。

電子扇形走査装置のもう１つの欠点は、ビーム制御を実
行するために利用される遅延配置を達成するのに必要が
電子装置の複雑性に大いに起因しているのであるが、そ
のような装置が比較的高価であるということである。典
型的な直線間換器歩進走査装置は約１５，０００ドル（
米国ドル）からｓｏ、ｏａｏドルかかるけれども、対応
する電子扇形走査装置の価格の範ｖ５はそれぞれ約６５
．０００ドルから１００，０００ドルとなっている。

振動するあるいは回転する単一水晶変換器を利用する、
機械的に制御された実時間の線走査装置ならびに扇形走
査装置もまた提案されている。しかし、そのような装置
祉、比較的大きい物理的寸法および機械的駆動の信頼性
に関する諸問題に難点がある。それらはまた、通常、変
換器が液体中に浸される必要がある。

電子的機械的扇形走査装置に対する周知の提案例は、前
述のＨａｖｌｉｃｅ他による論文で説明されている。

超音波歩進走査の変化例である、眼の超音波検査に関す
るまた別の装置も提案されている（　Ｂｕｓｈｍａｎｎ
　「眼科診断のための新装置および変換器」超音波学、
第６巻、１９６５年１月−５月号、１８ページ以降）。

各変換器によって発射される超音波ビームが眼球の中心
近くに相互に集束するように、弧状に配置された１０個
の変換器を利用することが提案されている。パルス回路
は該変換器の各々を順次に、個別に始動するよう適応さ
れている。

超音波エコーを発生する患者の体内における組織界面ポ
イントが２つ以上の変換器からの主要な入射エネルギー
にあてられることがあるという実態に、このタイプの検
査の欠点は由来する。そのような各ポイントは、従って
、画像表示における場所の独自性に欠けることもあり得
るので、不鮮明の原因となる。

重複照射された界面ポイントが独自の場所に欠けるとい
うことは、患者の体内における不均一性から生ずる。音
ＷＭ度は組織のタイプごとに異なる。１変換器からの超
音波エコーが対象ポイントから該変換器へ戻るのに要す
る時間が、そのエネルギーもまた該ポイントにあたる別
の変換器に関しての対応する帰還時間と異なる場合、該
対象ポイントは表示装置上の僅かに異なる地点で現れる
のである。

（ハ）問題点を解決するための手段 米国特許明細書ＵＳ−Ａ−第４，４０９，９８２号に述
べられたまた別の超音波走査装置は、歩進線走査装置の
欠点ならびに電子的、機械的扇形走査装置のそれを克服
し、低減しており、一方では該両装置の利点を併有して
いるのである。

この装置には超音波変換器素子アレー、ならびに該変換
器アレーを作動するよう結合された写像電子装置が含ま
れていて、入射超音波エネルギーを発射し、かつ、受信
エコーを電気信号に変換する。該装置はまた適切な表示
装置を有しており、電気信号を患者の体の内部構造を説
明する視覚像に変換する。

該変換器アレーはその素子による曲線構成となっている
。該変換器素子はその主要伝達の軸が同一平面内に発散
するよう配置されている。

この特徴によって、該装置は、いずれの素子が始動され
るかに依存して別々の角度で、患者の体内に超音波エネ
ルギービームを向けることができる０この事によって、
超音波ビームが平行している場合にその界面（インター
フェース）を不鮮明にしてしまうよ−うな、体の部分の
後に位置する体の組織界面からの超音波エコーを容易に
得ることができる。発散ビームはまた、同じ長さのアレ
ーを利用する線走査装置で存在し得るより広い写像領域
を与えている。

一連のグループになっている変換器素子を繰シ返し始動
して、実時間の超音波写像の間、該アレーに沿って超音
波エネルギーの歩進走査を行なう写像電子装置が備えら
れている。この特徴によって、該装置に一連の合成超音
波ビームを発生させるのであるが、該ビームは、電子扇
形走査装置のビーム掃引動作と同様に、繰り返し、かつ
、連続して変化する角度で、対象を横切って掃引する。

該掃引、あるいは角度変イし力５、複雑な遅延タイミン
グ技術によってというよりはむしろ、線走査装置と同様
に、曲線状のアレーの長さ沿いに順次に素子を始動させ
ることによって実行されるという実態のために、本装置
のビーム掃引連動は、電子扇形走査装置におけるよりも
はるかに簡単でしかも低価格の電子装置１ｔＫよって行
なわれるのである。

さらに、？！？、子扇形走査装置の場合のように、合成
超音波ビームが共通源から発生させるのではなくて、曲
線状のアレーに沿って間隔をとられた点から、該合成超
音波ビームが発射されるので、アレーに近い視野が扇形
走査装置の視野にくらべて改善されている。

この走査装置のこれらの特徴ならびに動作についての利
点は、人間の体の殆どどの部分での利用にでも応用でき
るほど十分コンパクトな変換器アレーによって得られる
のである。実際のアレーの長さが写像される領域の大き
さに対応しなければならないような、平行ビームを発生
する直線歩進走査装置に関連する以前の困難さが、これ
によって軽減されているのである。

該装置は、変換器アレー面から所定の距離をおいて、伝
達された超音波エネルギーを集束する遅延制御回路を具
備することができる。あるいはまた、その外に、該遅延
回路は受信モードで動作することもできて、変換器アセ
ンブリから所定の距離をとった特定の受信集束区域から
の反射の検出を強化する。

さらに該受信集束回路は動的集束の種類のものであって
よく、この場合、受信集束区域は時間と共に、外見上は
対象内に縮少するように変化して、超音波エネルギーの
体内への伝搬を追尾する。

該変換器アセンブリは曲線状の凸形アレーとして適切に
構成されており、そこではアセンブリの表面が円弧を定
めていて、長さは約５センチメートルとなっているが、
この長さに沿って等間隔をおいて約７６の超音波変換器
素子を有している。この特定構成は医療診断作業に効果
的であると考えられる。

本発明は該アレーの構成ならびに、超音波により発生さ
れた情報を可視像に処理する特に有効な手段に対するそ
の特定の適応性に向けられ（＋ ている。

本発明によれば、超音波変換器は曲線状通路沿いに不均
等な間隔で配置される。より特定すれば、該変換器は、
中心変換器の超音波軸から超音波ビームが発散する各角
度のそれぞれの正接が、等しい増分で相互に異なるよう
に配置されている。従って、１列の超音波変換器の超音
波の伝搬軸が、中心変換器のそれから、角度θ１．θ７
．・・・θ。たけ発散する場合１該角度θＩＩθ２Ｉ・
・・θｎｅｉ、それぞれの正接が定数の整数倍だけ相互
に異なるように選定される。

そのように不均等に間隔を置かれた超音波変換器アレー
は、超音波で発生される情報の視覚像への変換を、特に
有効な走査変換手段によって容易にしている。そのよう
な実施例では、走査変換器は各アドレスが特定のＹおよ
び馳θにあてられているメモリを有する。ＣＲＴモニタ
の１セツトのＸＹ座様に像を再生する際に、各事象のＸ
変位は該メモリから直接に読出される◇対応する事象の
Ｘ変位は、事象データがサンプルされるメモリ場所に関
連する他の値で、Ｘ変位を単に乗算することによって、
すなわちＹ−θによって、得ることができる。

本発明についてのその他の特徴は、以下の説明ならびに
図面により、さらによく理解されるであろう。

（ホ）実施例 第１図は、本発明を組み入れている装置Ｓを一般の形式
で示している。装置Ｓは超音波エネルギーを、患者の体
のような、対象に向け、該入射エネルギーによって発生
されるエコーに応答して、体の内部構造あるいは条件を
表わす像を発生する。

装置Ｓには、入射超音波エネルギーを発生し、それによ
って生ずるエコーを受信する曲線状変換器アセンブリ１
０が含まれる。写像回路１２は該変換器アセンブリに作
動して入射エネルギーを発生させ、さらにエコーに応答
して発生される変換器からの電気信号を受信する。これ
ら電気信号の形式での、写像回路からのデータは、表示
装置１４に伝えられて像を発生する。表示フォーマット
アダプタ回路１６は、表示装置１４に７オ一マント発生
信号を与え、写像回路１２から受信したデータ信号とタ
イミング制御信号に応答して、該像を構成する画像線の
アレーを画定する。

変換器アセンブリ１０は、都合のよいことに、参原符号
１８で示されるよりな７６の個別の変換器素子を有する
。各変換器素子は周知のタイプの個別の圧電超音波変換
器から成り、それは該素子からの超音波エネルギーがそ
れに沿って主に向けられる特定の軸を有している。超音
波変換器素子１８＃ｉ円弧に沿った曲線配置で構成され
ている。第１図の点１１３２０で示されるような素子の
伝達軸は、変換器素子がそれに沿って配置されている弧
によって画定される円の影像的（イマジナリ−）の中心
から放射状に発散する。

この良好な実施例において、変換器素子が配置される弧
の曲率半径は約１０センチメートルとなっている。変換
器素子アレーの弧の長さは約５センチメートルとなって
いる。

写像回路は変換器素子に作動して、各々が約５５メガヘ
ルツ（ＭＨｚ）の周波数を有する、超音波エネルギーの
短いバーストを発生させる。

写像回路は一連の変換器素子１８のグループを作動して
その結果、変換器アセンブリ１ｏから伝達される合成超
音波ビームは、該変換器アセンブリに対して一連の別々
の角度で対象となる体を走査する。この走査モードは周
知のタイプであって、［実時間歩進超音波走査Ｊとして
時折引用される。

患者の体内の組織界面から戻ってくるエコー゛によって
、変換器素子にこれらエコーの特性を表わす電気信号を
発生させる。これら電気信号は写像装置によって受信さ
れ、処理されるのであるが、該写像装置は次いで、都合
のよいことにＣＲＴ’表示装置から成る表示装置１４に
、これらの信号をデータ信号として伝える。

好ましいことに、写像回路１２は各々１６の変換器素子
の連続するグループを作動する、すなわち始動する。写
像回路１２Ｆｉ変換器の各グループを位相（時間）をず
らして始動するので、変換器アセンブリ１０によって発
生される入射超音波エネルギーは、該変換器アセ〉′ブ
リから約４センチメートルの距離で集束される。さらに
、エコーが変換器素子から約６センチメードルの距離で
最も容易に受信される区域に集束させるために、変換器
の各グループの構成要素の受信期間は、変化する量で遅
延される。これらの集束遅延特性は以下でより詳細に述
べる。

表示フォーマットアダプタ回路１６は、写像回路１２か
らデータ信号とタイミング信号を受信し、フォーマット
発生信号を発生して、表示装置１４に截頭環形の半径の
形に集合的に構成される多数の発散画像線からなる表示
を発生する。該環形表示領域の内側部分の弧の長さく表
皮レベル）は約５センチメートルであシ、そして該環形
の外縁における対応する距離、すなわち幅（約２０セン
チメートルの最大範囲に対応して）は、約１５センチメ
ートルである。截頭環形の内縁が、患者の表皮ラインに
位置ぎめされている場合、装置の動作の範囲は、体内に
約２０センチメートルとなる。截頭環形の夾角は約３０
度となっている。

第２図は、本発明を組み入れた超音波検査装置の実施例
をよシ詳細に図示している。写像回路１２は、装置Ｓの
残りの部分の動作を順送りするタイミング制御回路２２
を有する。該タイミング回路２２はバルサ回路２４に作
動して、適切な変換器素子グループ１８を始動させる。

バルサ２４からの電気信号はそれぞれの並列信号チャン
ネル沿いに送信され、遅延制御回路２６およびスイッチ
回路２８を介して変換器素子１８を作動させる。

スイッチ回路２８はタイミング回路２２によって制御さ
れて、スイッチ回路の適切な構成要素を閉鎖し、変換器
素子１８の動作のンーケンスを支配する。同様に、集束
遅延回路２６ｆ；ｔタイミング制御回路２２によって制
御され、バルサが動作信号を発生する種々のチャンネル
に１遅延を課すのである。

エコーが、始動されているそれぞれの変換器素子に戻る
場合、変換器素子は該エコーをそれぞれの電気信号に変
換する。これらの受信信号は、スイッチ回路２８および
集束遅延回路２６を介して各自のチャンネルへ送り返さ
れる。

集束遅延回路は、タイミング制御回路２２によって受信
モードで制御されて、受信信号に受信遅延を与える。こ
れらの受信遅延は、変換器素子１８の受信区域に位相遅
延されて集中し、変換器の位置に対する特定受信区域で
発生されるエコーに対する感度を強化する。

該受信遅延信号は加算回路３０を通過して・受信機回路
５２へ向かう。該受信機回路６２は、加算された受信信
号を表示装置１４のｒＺＪすなわち輝度制御、入力へ送
信するが、該入力は都合よ（ＣＲＴ装置で具体化される
。

遅延変更回路５４は、以下でより詳細に述べるが、タイ
ミング制御回路２２と遅延集束回路２６との間に設けら
れている。遅延変更回路は、送信と受信の両モードの間
、各チャンネルにおける種々の遅延素子によって挿入さ
れる遅延を制御し、そして、変換器アセンブリ１０の曲
率を考慮に入れて、種々の信号に適切な集束遅延を与え
ている。

パルサ、受信機そして加算回路、ならびに集束遅延回路
、スイッチ回路そしてタイミング制御回路社、例えば、
米国コネチカット州、ノースフォードのｐｉｃｋｅｒ　
（ピッカー）コーポレーションによるモデルＬＳ１００
０、という超音波検査装置の類似回路によって実証され
る。

表示フォーマットアダプタ回路１９には、−組のランプ
発生器６６と６８、およびランプ制御回路４０が含まれ
る。ランプ発生器３６と６８の出力は、それぞれ、表示
装置１４のＹ軸入力とＸ軸入力に結合される。ランプ発
生器によって発生されるランプ信号の開始時間、初期値
ならびに傾斜（スロープ）をラング制御回路によって適
切に調整することにより、共通の中心を有する発散半径
のアレーを表示装置のスクリーンに発生することができ
る０第２図に見られるように、この線のアレーは、截頭
環形のフォーマットでの表示を行々う。該表示上の発散
半径の各々は、変換器アセンブリ１０によって連続して
発生される発散超音波ビームのそれぞれ１つに、場所に
おいて、対応する。

このように、該装置は截頭環形の形で表示を発生するの
であるが、該環形の内縁は、変換器アセンブリの前面に
おける、患者の表皮面を表わしておシ、かつ、その外縁
は該装置の視野の最大範囲を表わしている。対応する截
頭環形表示を行なう、曲線状の変換器アセンブリを利用
することＫよって、該新規の曲線状の変換器アセンブリ
と同じ長さを有する直線変換器アセンブリを利用するこ
とによって以前に得ることのできた視野よシ、はるかに
広い視野を与えている。この広い視野は、発生された超
音波エネルギーの入射角を変える電子遅延回路の助けな
しで得ることができる。該広い視野は、同様に、高価で
しかも煩雑になり得る機械的扇形走査技術を利用するこ
となく、得ることができる。

動作時、表示フォーマットの各線成分の勾配を定める２
つのランプ信号は「ランプ開始」と指示した線上に現れ
る信号に応答して開始される。ランプ開始信号はタイミ
ング制御回路２２によって発生されパルサ回路２４によ
ってタイミングされて変換器素子のオン状態と同期する
。

ランプ制御回路４０は線「番号」線上に現れるタイミン
グ制御回路２２からの信号によって制御され、該番号は
バルサ回路２４の電流オン状態から発生される情報に応
答して発生しようとする写像の特定の径方向線成分を識
別する。

好ましくは変換器は１６のグループでオンにされ、パル
サおよび遅延回路は対応し、て１６の電気チャンネルを
定める。装置は約６０フレーム／秒で実時間画像を発生
するように動作する。

各画像は好ましくは１２００線から成っている。

所望によシ、Ｙｏｓｈｉｋａｗａ　、　Ｙ他による「電
子走査超音波診断装置における走査方法（Ｓｃａｎｎｉ
ｎｇＭｅｔｈｏｄｓ　ｉｎ　Ｅｌｅｃｔｒｏ−８ｃａｎ
ｎｉｎｇ　ＵｌｔｒａｓｏｎｉｃＤｉａｇｎｏｓｔｉｃ
　Ｅｑｕｉｐｍｅｎｔ　）Ｊに記載されているような既
知の微少歩進波ｆ＃を使用することによって７６素子変
換器組立体から１２０１ｓ画像を得ることができる。

上述のように送信モードで発生される到来超音波エネル
ギーは位相遅延技術により変換器アレーから４ｃｆｎに
集束される。この集束を達成する遅延プログラムは変換
器アレー曲率を考慮に入れて表１に定める。

変換器グループ素子　　遅延（ナノ秒）１および１６　
　　　　０ ２および１５　　　　　１１３ ６および１４　　　　　２１０ ４および１５　　　　　２９０ ５および？　２　　　　　３５５ ６および１１　　　　　４０３ ７および１０　　　　　４３７ ８および　９４５５ 同様に受信焦点領域（フォーカルゾーン）は変換器アレ
ーから約６国に集束される。受信モードでこの遅延を達
成する遅延プログラムは表２によって定める。

１および１６　　　　　５４７ ２および１５　　　　　２６１ ３および１４　　　　　１８７ ４および１３　　　　　１２５ ５および１２　　　　７５ ６および１１６８ ７および１０　　　　１６ ８および　９０ 第６図および第４図はランプ発生装置６６゜５８および
ランプ制御回路制御装置４０を実現する回路を概略的に
示す。

第５図はランプ発生回路の概略図である。第６図のラン
プ発生回路はランプ発生回路３６゜３８のいずれにも対
応しそれらの回路は同一である。簡単にするため前記ラ
ンプ発生回路の１つのみを詳細に示す。

ラング発生回路は演算項Ｓ器１０２の出力であるＭｌｏ
ｏでランプ出力電圧信号を発生する。ランプ特性に対す
る制御は増幅器１０２の入力および出力間に結合した１
０回路１０４によって影響される。回路１０４中のスイ
ッチ１０（Ｓが開になることによりランプ信号の発生が
開始する。スイッチ１０６はタイばング制御回路２２に
よって発生される「ランプ開始」入力１０８上に現れる
信号によって銅になる。

ラング制御回路４０からの他の信号は線１００で発生さ
れるランプ信号を制御する。より詳細にはｆｆ５１１２
上の信号は発生されるランブイｄ号の勾配を定める。線
１１４で現れるランプ制御回路４０からの別の信号はそ
の開始時のラングの初期値を制御する。

Ｍ１１２，１１４上の信号は２位置スイッチ１１゜を介
して演算増幅器１０２に対する入力である。

＄５１０８上の信号の状態はスイッチ１１０の位置を制
御する。ランプ信号出力の開始に先立ってスイッチ１１
０は下方位置にあり従って初期ラング信号値を定める。

ランプ信号発生の開始の際スイッチ１１０はその上方位
置に移動し従って線１１２上のランプ勾配情報入力は次
いで演算増幅器１０２に印加されてラング勾配を制御す
る。

ランプ発生装置５６．３８は連結して表示スクリーン上
に発生される各径方向画像表示線のＸ、Ｙ位置を定める
。ランプ発生装置は各表示画像線の開始および終了位置
、およびその勾配すなわちスクリーン上の経路の両方を
制御する。

ランプ発生装置はランプ信号を表示ＣＲＴのＸおよびＹ
偏向板に各々印加することによってこの動作を行なう。

実際の表示画像線の勾配は発生装置５６．５８によって
発生される各ランプ信号の勾配の比の関数である。従っ
て表示される画像線の勾配は発生装置３６．５８によっ
て発生される個々のラング信号の勾配とは異なるがその
関数である。

画像表示線の拘引の初期位置は２つの発生装置により発
生されるランプ信号の初期値によって決定される。各初
期位置は既知の態様で対応する画像表示線の開始点のＸ
、Ｙ座標位置を与える０ 第４図はランプ制御回路４０の好適な実施例を概略的に
示す。ランプ制御回路は４つの出力、すなわちランプ発
生回路３６．３８の各々に向かう２出力を発生する。ラ
ンプ制御回路は各ランプ発生装置に発生しようとするラ
ンプの初期値および該ランプの勾配を指示するアナログ
信号を出力する。これらの信号は発生される次のラング
信号によって発生しようとする特定の画像表示線を番号
によって指示するタイミング制御回路２２からのデジタ
ル信号に応答して発生される。

よシ詳細には、出力１１４，１１２で現れる信号は当該
の画像表示線に対してランプ発生装置３８によって発生
しようとするランプ信号の初期値および勾配を各々指示
する。同様に４）１１４’および１１２′での信号は発
生回路６６によって発生しようとするＹ軸うンプ信号に
対して類似のパラメータを定める。

＠　１１４．１１４’、　１１２．　ｔ１２’上ノａｌ
力ａ第４　ＦＩＫ示したように演算増幅器１２０．１２
２．１２４および１２６によって発生される。

これらの演算増幅器は各々デジタル／アナログ変換器１
３０．１３２，１１４．１３６の出力から入力信号を与
えられる。デジタル／アナログ変換器に対する入力は一
連の６つのＦＲＯＭ（プログラム可能続出専用記憶装置
）　１４０．１４２．１４４゜１４６、１４８．１５０
からのデジタル出力として与えられる。ＦＲＯＭ回路の
機能はランプ制御回路４０のすぐ後続の動作に応答して
発生しようとする個々の表示線の線番号ｆ：識別するデ
ジタル入力を受けることである。ＦＲＯＭに対する各線
番号入力に応答して各ＦＲＯＭは予めプログラムされた
１つのデジタル信号を発生する。

Ｐ几ＯＭＶｉ、それらのデジタル信号出力がｒｓ番号」
デジタル信号によってクロッキングされる際適正な初期
条件、ラング勾配およびランプタイミングを設定して表
示装置上に適当な対応する画像Ｉｓを発生するようにプ
ログラムされている。

ここで述べた主題に関係した技術の当業者は通常の３角
法の使用により、各所望画像表示線の幾何学的形状を個
別に分析することによってｐＲＯＭに対して適当なプロ
グラミングを行なうことができると考えられる。しかし
ながらこの技術に精通していない向きには第５図で、Ｐ
ＲＯＭｆニブログラミングして各表示線に対して適当な
初期条件および勾配を発生するのに関連した数学的考察
を示す。第５図で説明した実施例においては表示装置は
幾つかの個々の表示線を有する切頭環の形状になってい
る。角θは線の数で割った表示面積の全角度行程に等し
い増分で変化する。各個の表示画像線に対応するＦＲＯ
Ｍに対する各出力をプログラミングする式は第５図の下
方に示す。ＸおよびＹの両方に対する初期条件および勾
配はθを発生したい各表示画像線の各個の角に置換える
ことによって決定することがヤきる。上述の表示フォー
マット適合回路１６の実施例はアナログ回路を備えてい
る。しかしながら選択の問題として当業者はデジタル形
式で表示フォーマット適合回路１６を実現してもよい。

よシ詳細にはこのような実施例は扇形デジタル走査変換
器を適当に備えてもよい。このようなデジタル走査変換
器に対する提案実施例を第６図に示す。第６図の走査変
換器はアナログ／デジタル変換器１５１、ランダムアク
セスメモリ１５２）アドレスカウンタ回路１５４，１５
６およびアドレスカウンタ制御回路１５８を備えている
。

動作時線１６０上に現れる受信回路からのｒＺＪ信号は
変換器１５１によってデジタル形式に変換されランダム
アクセスメモリ（ＲＡＭ）に与えられる。アドレスカウ
ンタおよびカウンタ制御回路は到来デジタル化２信号を
置こうとするＲＡＭ中のアドレスを決定する。アドレス
カウンタ１５４．１５（Ｓは極座標でＲ，ＡＭ　＝ｉ書
込むのに使用する。カウンタはカウンタ制御回路１５８
からの可変アドレスクロック速度信号によって動作され
る。カウンタ制御回路１５８は線１６４，１６６上に現
れるタイミング制御回路２２からの信号に応答して動作
する。線１６６上の信号は現に表示しようとする複合画
像の特定の線を、指示する。線１６６上の信号は変換器
のオン状態に表示線の発生を同期させる同期信号である
。

Ｘ、Ｙ座標からの極座標Ｂ、θへの変換は関係Ｙ＝Ｒ（
２）θに従っている。この変換は後述の各実施例におい
てクロッキング速度を制御することＫよって既知の形式
で達成される。

適当なＲＡＭアドレス内で到来デジタル化Ｚ軸信号を制
御することによって画像フレームのデジタル表示出力が
ＲＡＭ中に蓄積された際、ＲＡＭ内容はＸ、Ｙテレビジ
ョンフォーマットで読出され入力としてＣＲＴビデオモ
ニタ表示装置１ｉ１４に与えられる。

本発明の変換器アレーから超音波的に発生されたデータ
を記憶し処理し読出してＣＲＴモニタ上に可視表示を形
成することができる方法は幾つかある。

１つの方法はいわゆる［Ｘ、ＹＪ記憶フォーマットを使
用しており、表示装置上の各画素すなわち画像部分はＸ
およびＹ座標で表わされる対応する記憶場所を有してい
る。

第７図は超音波エネルギーをこの図のように上方に方向
付けて２０２で示した視界中に入れるための超音波変換
器の曲線形アレー２００を示す。

第７図は超音波伝搬の２つの線２０４．２０６を示しこ
れら２つの線からのデータを記憶装置に書込み続いて処
理してＣＲＴスクリーン中に画像を形成する態様を示す
。

＠　２０４　Ｖｉ、アレー２００の超音波変換器の中央
の変換器を中心として放射しその伝搬角度は任意にθ＝
０として選択する。

図式的には２次元パターンの点２１１で特徴付けること
ができる記憶アドレス場所のアレーを有している記憶装
置（メモリ）２１０を設ける。

記憶装置２１０において第７図のような各行の点は画素
のＸ座標の特定の値を示している。各列の素子は画素の
Ｙ！！１標に対する特定の値を示している。従って各記
憶アドレス社特定のＸ、　Ｙ場所についての画像領域に
対して画像振幅値を記憶する。

曲線形アレー２００および記憶装置２１０の間にアドレ
ス計算回路２０８を設け、該回路の動作社下記に詳述す
る。

線２０４上の各点のＸ座標＝Ｙｔ−ｕ′Ｉθ、および線
２０４に対してθ＝０であるため線２０４上の各点のＸ
座標＝０である。従って線上の各点に対してＸ＝ｏであ
るため線２０４によって定められる各画像画素を記憶装
置２１０中で表わすのは極めて簡単である。ｉ　２０４
は記憶装置２１０を説明している第７図の部分で定めた
ような線２０４に沿っている各記憶アドレスによって集
合的に表わすことができる。

しかしながら線２０６１−１．角θ、だけ線２０４から
ずれている。ｔｓ２０６上のどの点も記憶装置２１０の
記憶場所２１１の１つによって表わされるアドレスに正
確に対応するわけではないため、走査変換器ハードウェ
アはどの記憶アドレスが線２０６に沿って伝搬した超音
波エネルギーからの情報によって書込まれるべきか、お
よびどれが書込まれないままになるか選択しなければな
らない。

これによってアドレス計算回路２０８を備えているかな
り複雑なハードウェア装置を使用してこれらの決定を行
ない表示画像中のデジタル不要ファクターの発生を回避
することが必要になる。

アドレス計算回路は線２０６に沿って伝搬された超音波
エネルギーから発生されるデータに応答して、しばしば
データを発生させた構造体の実際の場所に最も蕃接に近
似する記憶アドレスに各データ点を書込まなければなら
ない。

この問題およびその解決の説明はＬａｒｓｅｎ、　ｌ（
他による［デジタル走査変換器を備えた実時間扇形走査
装置Ｖ（おいて使用する画像表示アルゴリズム（Ａｎ　
Ｉｍａｇｅ　Ｄｉｓｐｌａｙ　Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ　Ｆ
ｏｒＵｓｅ　Ｉｎ　Ｒｅａｌ　Ｔｉｍｅ　５ｅｃｔｏｒ
　５ｃａｎｎｅｒｓ　ＷｉｔｈＤｉｇｉｔａｌ　５ｃａ
ｎ　Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒｓ　）　Ｊ　（１９８０ＩＥＥ
Ｅ。

Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ　Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ　Ｐｒｏ
ｃｅｅｄｉｎｇｓ、　ｐｐ。

７６３−７６７　）の刊行物によって与えられる。

第７図に示した装置においてはこうして記憶装置２１０
中に記憶されたデータはＸ、ＹフォーマントでＣＲＴモ
ニタ上へ直接読出されて、アレ−２００から放射する超
音波エネルギーに応答して発生された情報に対応する画
像の可視表示を発生することができる。

第８図は曲線形アレーで使用するのに適合可能な別の走
査変換モードを示す。

第８図は超音波変換器の曲線形アレー２２０を示し例え
ば該アレーの６つは線２２４．２２６．２２８に沿って
視界中に超音波エネルギーを伝搬する。

第７図の実施例の場合のように線２２４に沿って伝搬さ
れるエネルギーを任意に角θ＝０とする。

ｌ１Ｉ２２６に沿って伝搬されるエネルギーは角θ、だ
け線２２４のエネルギーからずれており、線２２８に沿
って伝搬されるエネルギーは角θ、だけ線２２４のエネ
ルギーからずれている。

第８図の実施例は第７図の記憶装置２１０と同様の構造
を有する記憶装置２６０を使用しているが、記憶アドレ
ス場所２６２と視界２２２の幾何学的形状の間の幾何学
的対応関係のフォーマットは異なる。直角座標でフォー
マットする代シに記憶装置２５０はＹ、θ座標でフォー
マットする。

記憶装置２６０において各行のアドレス場所は特定の角
θを示しており各列のアドレス場所は座標Ｙの特定の値
を示している。

第８図において記憶装置２３０からの情報は計算回路２
３４を介して読出され、該回路は続いてＣＲＴ表示装Ｍ
２３６にデータを送信し該表示装置は超音波エネルギー
の伝搬および反射によって発生された情報に対応する可
視表示を発生する。

第８図の装置祉こうして記憶装置および表示装置間で角
度変換を行なう。この記憶フォーマットは「Ｙ、θ」フ
ォーマットと称する。Ｙ。

θ記憶装置においては塔間換器素子からの超音波エネル
ギーのずれの角度と記憶場所は直接対応関係にある。

各行の記憶アドレス場所２６２が示している各角度θは
特定の超音波素子から放射する超音波エネルギーが角θ
＝０からずれる角θ８．θ２・・・・・・θ。の１つに
対応する。

第８図の実施例において表示装置に対するデータの所要
の変換はデータが記憶装置から続出される際に行なう。

第８図において各超音波変換素子は中央素子の方向であ
るθ＝０に対して等間隔の角θ０．θ２・・・・・・θ
。で向けられている。記憶装置から表示装置にデータを
読込んで画像を発生する際アドレス計算装置は各記憶場
所からのデータに対して特定のＹおよびθ値を識別する
。扇形走査フォーマットで表示装置上に画像を発生する
ため記憶装置中の各点はサンプリングされ下記の関係に
よって描かれるパターンでＣＲＴスクリーン上に表示さ
れる。すなわち表示スクリーン上のＸ座標は単にサンプ
リングされている特定のアドレス場所と関連したＹに対
する値である。Ｘ座標は積Ｙｘｔａｎθに等しい。

この値Ｙｔａｎθはアドレス計算装置２６４によって与
えられる。この回路は最初に現にサンプリングされた記
憶場所によって表わされる角θの正接を計算する必要が
ある。計算回路は次いで一〇ＸＹ値の積を示す信号を発
生しなければならない。

この情報は次いで表示装置２３６に与えられて記憶装置
２３０の特定の現にサンプリングされた記憶アドレス場
所２６２のＹ、θ値によって表わされる画像点のＸおよ
びＸ座標の指示を発生する。

第８図に示した実施例によって実現される座標変換は適
正なデジタルノ・−ドウエア設計によって高精度に計算
することができる。上述のように２つの数学的演算すな
わち乗算動作および正接動作のみを行なえばよい。この
Ｙ、θ技術によって高価な記憶装置コストが低減し実質
的にデジタル不要ファクターが無い画像が発生される。

第６図〜第９図の実施例は各超音波エネルギー線を発生
するただ１つの変換器素子に関して説明したがこれは簡
単にするためで限定するものと解釈すべきではない。む
しろ各超音波線は上述のように異なるグループの素子の
時間をずらした、または同時のオンによって発生した合
成線になり得る。また動的集束も使用するととができる
。

第５のタイプの走査変換技術を第９図に概略的に示す。

この技術は可視画像を発生するのに必要なハードウェア
をさらに簡単化するとともに高品質の表示を行なう。こ
の方法はＹ、ｔａｎθ記憶フォーマットを使用している
。

第８図に関連して説明したようにＹ、θ記憶システムに
おいてはデータは等しいθ角増分で変換器から得られそ
れらの正しいθ座標の下で記憶装置に記憶される。しか
しながらＹ、ｔａｎθシステムにおいてはデータは不等
角θで得られるが角θは等しい一〇増分を有している。

第９図はＹ、ｔａｎθ記憶フォーマットを組込んでいる
装置を示す。超音波変換器の曲線形アレー２４０は線２
４４．２４６．２４８等に沿って視界２４２中に超音波
エネルギーを方向付ける。第８図に関連して述べた装置
の場合のように中心に位置した第９図の線２４４は任意
に角θ＝０とする。

線２４６．２４８は各々角θ１およびθ、だけ線２４４
からずれている。

このフォーマットの重要な特徴はθ１，０２等の隣接す
る超音波伝搬軸間のずれの角度が等しくないことである
。むしろ角θ１．θ１等は各隣接角θの各々の正接が視
界２４２を介して一定の増分だけ異なるように選択する
。

変換器アレー２４０からのデータは点２５２で図示した
複数の記憶場所を有する記憶装置２５０に向けられる。

記憶装置２５０中の各行のアドレス場所は曲線形アレー
２４０からの超音波伝搬線の１つのその一〇値に対応す
るｔａｎθの特定の値を示している。各列の記憶アドレ
ス場所はＹの特定の値を示している。

計算装置２５４は名記憶場所からのデータをサンプリン
グしＣＲＴ表示装置２５６に対する入力に対してＸ、Ｙ
座標を発生する。前述から計算回路が行なわなければな
らないただ１つの動作は各サンプル記憶アドレスに関連
したＹ値×ｔａｎθ値の乗算であることがわかる。

各表示画素のＹ座標はサンプルアドレス場所が示してい
るＹ値から直接引出される。その間じ場所に対応するＹ
値を得るために計算回路は記憶装置中に既に存在するＹ
値と同様に既に存在する一θ値とを乗算するだけでよい
。従って乗算を行ないさえすればよい。

Ｙ、ＩＪＩ′Ｉθ記憶フォーマットを使用している走査
変換器はＨｕｇｈｅｓ　Ａｉｒｃｒａｆｔ社（米国カリ
フォルニア州カールズパッド）製造の６７２型である。

１度にただ１つの軸に沿って超音波エネルギーを伝搬す
る能力を有している機械的扇形走査装置等の扇形フォー
マットグローブの場合、プローブは角θの等増分ではな
く各関数ｔａｎθがその隣接する角位置の各々の一〇か
ら等増分だけ異なるような角θの増分に向けられる。こ
のフォーマットでは走査の端部付近の超音波送信軸は走
査の中心すなわちθ二〇である付近でよシも角θ増分に
おいて接近して離隔している。

従ってＹ、ｔａｎθ記憶フォーマットはハードウェアの
コストを最小限にすると同時に高品質画像表示全行なう
ことができる。

上述のような凸曲線形アレーでＹ、ｔａｎθ記憶フォー
マットを使用する際不等θ間隔で超音波エネルギーを走
査するように該アレーを設計しなければならない。これ
を行なう方法は変換器アレーの面を介して不等間隔でア
レー素子を離隔することである。第１０図の参照番号２
６０を参照されたい。このような間隔の量は角θに基い
てアレーを介して変化する。素子の間隔は会式 成超音波軸が下記の数≠栂囃に一致するように設計する
。すなわち ｘ　＝　ｙ　ｔａｎθ　　　　θ＝　ｔａｎ−”：また
はθで表わすと一＝−θだから 間隔の比の幾つかの例は下記の通りである。

θ　　　間隔 ０°　　　１，０ ±７５°　　　　　　０．９８３ ±１５°　　　　　　０９３６ ±６０°　　　　　　［１７５０ 小さな角０に対しては間隔は２６２のようにアレーを介
して極く僅かしか変化しない。２６４で参照した素子の
ように６０°全走査角（＋または一５０°）のような大
きな角に対しては、素子をアレーの端部で接近して離隔
してより著しい変化が生じる。１つの選択グループの素
子を１つ　　・の超音波合成線を発生するのに使用して
間隔が著しく変化する場合、良好に集束されたビームを
発生するため電子集束回路において補償が必要になシ得
る。代表的なアレーは曲率１５°、８０素子で５ｃＩｎ
アレー線を有してお９１度に１５素子を使用して各合成
線を発生してもよい。これによって１９４．の有効開口
が与えられる。走査がアレーの端部（７，５°）にある
ときこの端部での間隔は０．９８５でありこの点の１５
素子内側では間隔はα９９６である。各素子はおよそ１
波長だけその隣接素子から離隔しているので間隔誤差は
僅か１０分の１波長程度である。この談差は容易に吸収
することができる。

上述の開示は本発明を例示しようとするもので完全なも
のではないことに留意されたい。当業者は特許請求の範
囲に定めたような本発明の精神すなわち範囲から逸脱す
ること無く上述の好適な実施例に対して追加、削除また
は変更を行なうことができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は超音波検査装置を示す概略回路図、第２図は第
１図で大体示された装置のよシ詳細な回路図、第６図と
第４図は第２図で示された装置を部分的に示す概略図、
第５図は第２図で示された装置の構成要素の数学的パラ
メータを示すグラフ図１．第６図は第２図の装置の代わ
シの実施例の部分を示す回路図、第７図〜第９図は本発
明の特定実施例を組み込んだ超音波装置について一部は
グラフ図であり、一部は回路図で示したもの、第１０図
は第９図で示された超音波装置の部分的平面図である。 図中、１０は曲線状の変換器アセンブリ、１２は写像回
路、１４は表示装置、１６は表示フォーマットアダプタ
回路、１８は個別変換器素子、２０は伝達軸全それぞれ
示す。

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波を利用して、体の内部構造についての像を
   発生する装置であつて、超音波変換器素子（１８）の曲
   線状のアレーを備える変換器アセンブリ（１０）と、該
   変換器素子に体内に入射する超音波エネルギーを発射さ
   せ、かつ、該入射エネルギーによつて生ずる受信エコー
   を体の内部構造を表わす電気信号に変換させる写像電子
   装置（１２と１６）と、および該電気信号に応答して体
   の内部構造についての像を発生する表示装置（１４）、
   とを備えており、前記変換器素子は前記アレーに沿つて
   不均等に間隔をおかれていることを特徴とする超音波写
   像装置。
2. （２）特許請求の範囲第１項記載の装置において、前記
   超音波変換器素子（１８）は、実質的に単一平面に位置
   して超音波を発射する相互に発散した主軸（２０）有し
   ていることを特徴とする超音波写像装置。
3. （３）特許請求の範囲第２項記載の装置において、前記
   超音波を伝達する軸（２０）の隣接するものは、その正
   接が同じ増分だけ異なる角度で、相互に発散しているこ
   とを特徴とする超音波写像装置。
4. （４）特許請求の範囲第５項記載の装置において、前記
   写像電子装置（１２と１６）には、Ｙ、ｔａｎθメモリ
   アドレスフォーマットを有する走査変換器（１６）が含
   まれていることを特徴とする超音波写像装置。
5. （５）特許請求の範囲第４項記載の装置において、前記
   写像電子装置にはさらに、各メモリアドレスに記憶され
   た値をサンプルする装置と、該メモリアドレスのＹとｔ
   ａｎθの値の積を計算することによつて、サンプル場所
   に対応するｘ座標信号を発生する計算回路（２５４）と
   が含まれていることを特徴とする超音波写像装置。
6. （６）特許請求の範囲第２項記載の装置において、前記
   写像電子回路（１２と１６）には、Ｙ、θメモリアドレ
   スフォーマットを有する走査変換器（１６）が含まれて
   いることを特徴とする超音波写像装置。
7. （７）前述の特許請求の範囲のいずれか１項記載の装置
   において、前記曲線状のアレーは凸形となつていること
   を特徴とする超音波写像装置。
8. （８）前述の特許請求の範囲のいずれか１項記載の装置
   において、前記曲線状アレー（１０）は長さが約５セン
   チメートルの円弧を描いていることを特徴とする超音波
   写像装置。
9. （９）特許請求の範囲第８項記載の装置において、前記
   弧に対応する前記円は約１０センチメートルの半径を有
   することを特徴とする超音波写像装置。
10. （１０）前述の特許請求の範囲のいずれか１項記載の装
    置において、前記変換器アセンブリ（１０）は約８０の
    個別変換器素子（１８）を備えていることを特徴とする
    超音波写像装置。
11. （１１）超音波変換器アセンブリ（１０）は、適切に電
    気的に刺激される場合に、各々が超音波エネルギーが主
    として伝搬される伝達軸（２０）を有する複数の超音波
    変換器素子（１８）を備えており、さらに該変換器素子
    はそれぞれの伝達軸が実質的に同一面にあり、かつ発散
    しているようなアレーに配置されており、前記超音波変
    換器アセンブリにおいて、前記変換器素子はアレーに沿
    つて不均等に間隔を置かれており、よつてそれぞれの伝
    達軸は、正接が等しい増分だけ異なる等しくない角度で
    発散していることを特徴とする超音波変換器アセンブリ
    。