JPS624980B2 - - Google Patents
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- JPS624980B2 JPS624980B2 JP11726379A JP11726379A JPS624980B2 JP S624980 B2 JPS624980 B2 JP S624980B2 JP 11726379 A JP11726379 A JP 11726379A JP 11726379 A JP11726379 A JP 11726379A JP S624980 B2 JPS624980 B2 JP S624980B2
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- ultrasonic
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、水浸法を用いた超音波診断に好適
な超音波受信装置に関する。
な超音波受信装置に関する。
超音波の被検体中における反射を利用して被検
体中の診断を行なう超音波診断装置では、超音波
の被検体中における吸収や散乱により、一般に被
検体中の深さに応じて超音波受波信号の減衰を生
じる。このため、上記超音波受波信号をＢモード
表示した断層画像は、部分的に不鮮明で統一性に
欠け、診断を行ない難いものとなる。そこで、従
来は、超音波受波信号をその受波時間経過に従つ
て、つまり被検体の深さに従つて利得制御する、
いわゆるSTC（Sensitivity Time Control）法を
用いて診断画像濃度の広範囲均一化を図つてい
る。
体中の診断を行なう超音波診断装置では、超音波
の被検体中における吸収や散乱により、一般に被
検体中の深さに応じて超音波受波信号の減衰を生
じる。このため、上記超音波受波信号をＢモード
表示した断層画像は、部分的に不鮮明で統一性に
欠け、診断を行ない難いものとなる。そこで、従
来は、超音波受波信号をその受波時間経過に従つ
て、つまり被検体の深さに従つて利得制御する、
いわゆるSTC（Sensitivity Time Control）法を
用いて診断画像濃度の広範囲均一化を図つてい
る。
ところで、乳房等のように表面形状が超音波プ
ローブの送波面と著しく異なる部位を診断する場
合、従来より水浸法と呼ばれる診断手法が行なわ
れている。この水浸法は、底部に超音波プローブ
を配置した容器中に水等の超音波伝搬媒質を充填
し、この媒質中に被検体としての乳房を浸漬して
診断を行なうものである。ところが、このような
水浸法を用いた装置に前記STC法を適用した場
合、従来のSTC法は全ての超音波受波信号に対
して同一タイミングで、しかも超音波の送波タイ
ミングから実行するものであるため、乳房の皮膚
等のように被検体の同一組織を示す画像の濃淡レ
ベルがその部位により異なるといつた不都合を生
じた。そこで、超音波を送波した後、最初に受波
された信号を被検体の皮膚からのものとみなし、
その受波タイミングに同期してSTCを作動させ
る試みがなされている。しかしながら、このよう
な手法にあつては、被検体を固定するために容器
内に張設したビニール等の膜や、水中に浮遊する
微小な塵や気胞等からの反射パルス信号を、皮膚
からの信号としてSTCを作動してしまう虞れが
あつた。このため、皮膚表面から確実にSTCを
実施することができず、濃度の均一な断層画像が
得られなかつた。それゆえ、断層画像の検討は行
ない難くなり、診断精度の低下を招いた。
ローブの送波面と著しく異なる部位を診断する場
合、従来より水浸法と呼ばれる診断手法が行なわ
れている。この水浸法は、底部に超音波プローブ
を配置した容器中に水等の超音波伝搬媒質を充填
し、この媒質中に被検体としての乳房を浸漬して
診断を行なうものである。ところが、このような
水浸法を用いた装置に前記STC法を適用した場
合、従来のSTC法は全ての超音波受波信号に対
して同一タイミングで、しかも超音波の送波タイ
ミングから実行するものであるため、乳房の皮膚
等のように被検体の同一組織を示す画像の濃淡レ
ベルがその部位により異なるといつた不都合を生
じた。そこで、超音波を送波した後、最初に受波
された信号を被検体の皮膚からのものとみなし、
その受波タイミングに同期してSTCを作動させ
る試みがなされている。しかしながら、このよう
な手法にあつては、被検体を固定するために容器
内に張設したビニール等の膜や、水中に浮遊する
微小な塵や気胞等からの反射パルス信号を、皮膚
からの信号としてSTCを作動してしまう虞れが
あつた。このため、皮膚表面から確実にSTCを
実施することができず、濃度の均一な断層画像が
得られなかつた。それゆえ、断層画像の検討は行
ない難くなり、診断精度の低下を招いた。
この発明は、上記事情に着目してなされたもの
で、その目的とするところは、精度の良い診断を
行なうことができる超音波受信装置を実現し、提
供することにある。
で、その目的とするところは、精度の良い診断を
行なうことができる超音波受信装置を実現し、提
供することにある。
すなわち、この発明は、被検体の表面部位から
確実にSTC法を実施し得て濃度が均一で良質な
断層画像を得ることができ、特に水浸法を用いた
超音波診断に好適な超音波受信装置を提供するこ
とを目的とする。
確実にSTC法を実施し得て濃度が均一で良質な
断層画像を得ることができ、特に水浸法を用いた
超音波診断に好適な超音波受信装置を提供するこ
とを目的とする。
以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明
する。第１図は同実施例が適用される乳癌集検用
超音波診断装置の概略構成図で、図中１は診断容
器を示している。この診断容器１には、水等の超
音波伝搬媒質２が充填されており、この超音波伝
搬媒質２中に被検体としての乳房３を浸漬して診
断を行なわしめている。なお、図中４に示すビニ
ール膜は上記乳房３を抑えて固定するもので、診
断容器１内壁間に張設されている。また、上記診
断容器１底部には、超音波送受波面を上記乳房３
に対向して超音波プローブ５が配置されている。
この超音波プローブ５は、リニア配列された複数
の超音波振動子を有しており、後述する超音波送
受波装置の付勢により、前記乳房３に対する超音
波の送受波動作を行なつている。なお、上記超音
波プローブ５は、図示しない支持部材により診断
容器１底面において移動自在に設けられ、乳房３
各部の断層情報を得ることができるようになつて
いる。
する。第１図は同実施例が適用される乳癌集検用
超音波診断装置の概略構成図で、図中１は診断容
器を示している。この診断容器１には、水等の超
音波伝搬媒質２が充填されており、この超音波伝
搬媒質２中に被検体としての乳房３を浸漬して診
断を行なわしめている。なお、図中４に示すビニ
ール膜は上記乳房３を抑えて固定するもので、診
断容器１内壁間に張設されている。また、上記診
断容器１底部には、超音波送受波面を上記乳房３
に対向して超音波プローブ５が配置されている。
この超音波プローブ５は、リニア配列された複数
の超音波振動子を有しており、後述する超音波送
受波装置の付勢により、前記乳房３に対する超音
波の送受波動作を行なつている。なお、上記超音
波プローブ５は、図示しない支持部材により診断
容器１底面において移動自在に設けられ、乳房３
各部の断層情報を得ることができるようになつて
いる。
ところで、超音波送受波装置は、送波回路６お
よび受波回路７を備えている。送波回路６は、レ
ートパルス発生器８により所定の周期で発生した
レートパルス信号RPに同期して送波パルス信号
を発生し、前記超音波プローブ５の超音波振動子
を付勢するものである。一方、受波回路７は、上
記超音波振動子で受波された超音波を増幅した
後、検波するもので、超音波受波信号VSを可変
利得増幅器９に供給するとともに利得制御回路１
０に供給している。上記可変利得増幅器９は、利
得制御回路１０の出力に従つて上記超音波受波信
号VSを利得制御するもので、その出力を陰極線
管（CRT）モニタ１１による画像表示に供して
いる。
よび受波回路７を備えている。送波回路６は、レ
ートパルス発生器８により所定の周期で発生した
レートパルス信号RPに同期して送波パルス信号
を発生し、前記超音波プローブ５の超音波振動子
を付勢するものである。一方、受波回路７は、上
記超音波振動子で受波された超音波を増幅した
後、検波するもので、超音波受波信号VSを可変
利得増幅器９に供給するとともに利得制御回路１
０に供給している。上記可変利得増幅器９は、利
得制御回路１０の出力に従つて上記超音波受波信
号VSを利得制御するもので、その出力を陰極線
管（CRT）モニタ１１による画像表示に供して
いる。
さて、前記利得制御回路１０は、前記超音波受
波信号VSから被検体の表面、つまり乳房３の皮
膚における反射パルス信号（スキンエコー）を検
出する制御回路１２と、上記スキンエコーの検出
タイミングに従つて利得制御信号STCを発生す
るSTC回路１３とからなり、第２図に示す如く
構成されている。すなわち、超音波受汎信号VS
は、前置増幅器２１で増幅された後、第１の比較
器２２による比較処理に供されている。この第１
の比較器２２は、上記超音波信号VSを所定の基
準信号レベルに基づいて抽出し、この抽出結果を
パルス信号C1として出力するものである。ここ
で、上記基準信号レベルは、被検体組織による反
射パルス信号レベルと超音波伝搬媒質２中に存在
する目にみえない塵や気泡等による反射パルス信
号レベルあるいはその他のノイズレベルとの中間
値に定められ、この値は可変抵抗器２２ａによつ
て調整されるようになつている。前記抽出パルス
信号C1が供給される積分回路２３は、供給され
た抽出パルス信号C1を所定の時定数に従つて積
分するもので、その積分結果を第２の比較器２４
に供給している。積分値（コンデンサ２３ａの電
荷）はスイツチ２３ｂがレートパルスRPの立下
りエツヂで閉じるためレート毎にクリアされる。
第２の比較器２４は、上記積分結果、つまり積分
出力信号ISを所定の基準レベルに基づいて抽出し
てその抽出パルス信号C2を発生するものであ
る。このとき、上記基準信号レベルは、上記積分
出力信号ISの立上がり時間に基づいて定められる
もので、抽出パルス信号C2が上記積分出力信号
ISの立上がりタイミングから大きく遅れないよう
に、可変抵抗器２４ａによつてレベル設定され
る。また、SRフリツプフロツプ回路（FF回路）
２５は、前記抽出パルス信号C2の立上がりエツ
ジブセツト状態となり、その出力FQをSTC回路
１３に供給している。なお、上記FF回路２５の
リセツトは、前記レートパルス信号RPの立上が
りエツジに同期してなされる。
波信号VSから被検体の表面、つまり乳房３の皮
膚における反射パルス信号（スキンエコー）を検
出する制御回路１２と、上記スキンエコーの検出
タイミングに従つて利得制御信号STCを発生す
るSTC回路１３とからなり、第２図に示す如く
構成されている。すなわち、超音波受汎信号VS
は、前置増幅器２１で増幅された後、第１の比較
器２２による比較処理に供されている。この第１
の比較器２２は、上記超音波信号VSを所定の基
準信号レベルに基づいて抽出し、この抽出結果を
パルス信号C1として出力するものである。ここ
で、上記基準信号レベルは、被検体組織による反
射パルス信号レベルと超音波伝搬媒質２中に存在
する目にみえない塵や気泡等による反射パルス信
号レベルあるいはその他のノイズレベルとの中間
値に定められ、この値は可変抵抗器２２ａによつ
て調整されるようになつている。前記抽出パルス
信号C1が供給される積分回路２３は、供給され
た抽出パルス信号C1を所定の時定数に従つて積
分するもので、その積分結果を第２の比較器２４
に供給している。積分値（コンデンサ２３ａの電
荷）はスイツチ２３ｂがレートパルスRPの立下
りエツヂで閉じるためレート毎にクリアされる。
第２の比較器２４は、上記積分結果、つまり積分
出力信号ISを所定の基準レベルに基づいて抽出し
てその抽出パルス信号C2を発生するものであ
る。このとき、上記基準信号レベルは、上記積分
出力信号ISの立上がり時間に基づいて定められる
もので、抽出パルス信号C2が上記積分出力信号
ISの立上がりタイミングから大きく遅れないよう
に、可変抵抗器２４ａによつてレベル設定され
る。また、SRフリツプフロツプ回路（FF回路）
２５は、前記抽出パルス信号C2の立上がりエツ
ジブセツト状態となり、その出力FQをSTC回路
１３に供給している。なお、上記FF回路２５の
リセツトは、前記レートパルス信号RPの立上が
りエツジに同期してなされる。
一方、STC回路１３は、積分回路のコンデン
サ１３ａと並列にアナログスイツチ１３ｂを設け
たもので、上記アナログスイツチ１３ｂは前記レ
ートパルス信号RPの立下がりエツジで閉状態
に、さらに上記レートパルス信号RPの立上がり
エツチで開状態となる機能を有している。したが
つて、このようなSTC回路１３は、前記FF回路
２５の出力FQにより作動する鋸歯状波信号発生
回路を構成している。こうして、上記受波回路
７、可変利得増幅器９そして利得制御回路１０に
より超音波受信装置が構成されている。
サ１３ａと並列にアナログスイツチ１３ｂを設け
たもので、上記アナログスイツチ１３ｂは前記レ
ートパルス信号RPの立下がりエツジで閉状態
に、さらに上記レートパルス信号RPの立上がり
エツチで開状態となる機能を有している。したが
つて、このようなSTC回路１３は、前記FF回路
２５の出力FQにより作動する鋸歯状波信号発生
回路を構成している。こうして、上記受波回路
７、可変利得増幅器９そして利得制御回路１０に
より超音波受信装置が構成されている。
次に、このように構成された装置の動作を第３
図に示すタイミング図を参照しながら説明する。
レートパルス信号RPが発生する毎、つまり各レ
ート毎に受波回路７を介して得られた超音波受波
信号VSは、第１の比較器２２によつて図中○イに
示す基準信号レベル以上の信号成分が抽出パルス
信号C1として抽出される。このとき、上記基準
信号レベル○イは、先に述べたように被検体組織か
らの反射信号レベルと超音波伝搬媒質２中の塵や
気泡による反射信号やノイズレベルとの中間値に
定られている。このため、上記抽出パルス信号
C1は、上記超音波伝搬媒質２中の塵や気泡等の
雑音信号成分（図中Ｎ）が除去されたものとな
る。そして、このような抽出パルス信号C1は、
積分回路２３によつて第３図に示す如く積分され
る。ここで、積分回路２３の時定数は比較的大き
く定められているため、上記抽出パルス信号C1
中に含まれているパルス幅の極めて短いイニシヤ
ルパルス（図中）やビニール膜４による反射信
号成分（図中Ｍ）はその振幅が小さく第２の比較
器２４の基準信号レベルに達しない。したがつ
て、積分出力信号ISは、超音波受波信号VSのう
ち乳房３の各組織による反射信号に対してのみ大
きな値となる。言い換えれば、上記積分出力信号
ISの出力開始タイミング、つまり立上がりタイミ
ングが、被検体である乳房３の皮膚表面からの反
射パルス信号の受波タイミングに対応するものと
なる。このような積分出力信号ISは、第２の比較
器２４に入力し基準信号レベル以上になるとその
タイミングでパルス信号C2として抽出され、FF
回路２５のセツト入力として作用する。このと
き、上記基準信号レベルは、第３図中○ロに示すよ
うに比較的小さく定められており、これにより上
記積分出力信号ISの立上がりタイミングよりもそ
れほど遅れることなく、抽出パルス信号C2が出
力される。ここで、上記抽出パルス信号C2の遅
れ分は距離に換算して５mm程度であり、しかも乳
房３の皮膚から５mmまではほとんど脂肪組織であ
ることから、上記遅れ分は乳房３の内部組織を診
断する上で何ら不都合を与えない。そして、FF
回路２５によつて、上記抽出パルス信号C2の立
上がりエツジからレートパルス信号RPの立上が
りエツジまでの間、STC回路１３にHIGHレベル
の出力信号FQが与えられる。これにより、STC
回路１３は、上記出力信号FQを積分することに
より所定のレベル増加率を有する利得制御信号
STCを発生し、可変利得増幅器９の利得制御を
行う。この結果、受波回路７から出力された超音
波受波信号VSは、上記利得制御信号STCの信号
レベル変化に従つて利得制御され、CRTモニタ
１１に画像表示される。つまり、上記表示画像
は、被検体である乳房３の表面形状に対応して
STCが実行されたものとなる。積分回路２３の
出力ISは、VSが皮膚表面から深部に行くに従つ
て減衰するため第３図のように減少するが、次の
レートパルスのタイミングで完全に零にするため
にスイツチ２３ｂによりレートパルスRPの立下
りでコンデンサ２３ａに蓄積された電荷を零にし
再びつぎのレートで積分が開始されるようにして
ある。
図に示すタイミング図を参照しながら説明する。
レートパルス信号RPが発生する毎、つまり各レ
ート毎に受波回路７を介して得られた超音波受波
信号VSは、第１の比較器２２によつて図中○イに
示す基準信号レベル以上の信号成分が抽出パルス
信号C1として抽出される。このとき、上記基準
信号レベル○イは、先に述べたように被検体組織か
らの反射信号レベルと超音波伝搬媒質２中の塵や
気泡による反射信号やノイズレベルとの中間値に
定られている。このため、上記抽出パルス信号
C1は、上記超音波伝搬媒質２中の塵や気泡等の
雑音信号成分（図中Ｎ）が除去されたものとな
る。そして、このような抽出パルス信号C1は、
積分回路２３によつて第３図に示す如く積分され
る。ここで、積分回路２３の時定数は比較的大き
く定められているため、上記抽出パルス信号C1
中に含まれているパルス幅の極めて短いイニシヤ
ルパルス（図中）やビニール膜４による反射信
号成分（図中Ｍ）はその振幅が小さく第２の比較
器２４の基準信号レベルに達しない。したがつ
て、積分出力信号ISは、超音波受波信号VSのう
ち乳房３の各組織による反射信号に対してのみ大
きな値となる。言い換えれば、上記積分出力信号
ISの出力開始タイミング、つまり立上がりタイミ
ングが、被検体である乳房３の皮膚表面からの反
射パルス信号の受波タイミングに対応するものと
なる。このような積分出力信号ISは、第２の比較
器２４に入力し基準信号レベル以上になるとその
タイミングでパルス信号C2として抽出され、FF
回路２５のセツト入力として作用する。このと
き、上記基準信号レベルは、第３図中○ロに示すよ
うに比較的小さく定められており、これにより上
記積分出力信号ISの立上がりタイミングよりもそ
れほど遅れることなく、抽出パルス信号C2が出
力される。ここで、上記抽出パルス信号C2の遅
れ分は距離に換算して５mm程度であり、しかも乳
房３の皮膚から５mmまではほとんど脂肪組織であ
ることから、上記遅れ分は乳房３の内部組織を診
断する上で何ら不都合を与えない。そして、FF
回路２５によつて、上記抽出パルス信号C2の立
上がりエツジからレートパルス信号RPの立上が
りエツジまでの間、STC回路１３にHIGHレベル
の出力信号FQが与えられる。これにより、STC
回路１３は、上記出力信号FQを積分することに
より所定のレベル増加率を有する利得制御信号
STCを発生し、可変利得増幅器９の利得制御を
行う。この結果、受波回路７から出力された超音
波受波信号VSは、上記利得制御信号STCの信号
レベル変化に従つて利得制御され、CRTモニタ
１１に画像表示される。つまり、上記表示画像
は、被検体である乳房３の表面形状に対応して
STCが実行されたものとなる。積分回路２３の
出力ISは、VSが皮膚表面から深部に行くに従つ
て減衰するため第３図のように減少するが、次の
レートパルスのタイミングで完全に零にするため
にスイツチ２３ｂによりレートパルスRPの立下
りでコンデンサ２３ａに蓄積された電荷を零にし
再びつぎのレートで積分が開始されるようにして
ある。
このような装置によれば、超音波受波信号VS
を比較器２２および積分回路２３で比較抽出およ
び積分処理したことによつて、超音波伝搬媒質２
中の塵や気泡等からの雑音信号成分およびビニー
ル膜４等からの単発パルスをそれぞれ除去して乳
房３表面部位からの反射信号を検出することがで
きる。この結果、上記検出タイミングに同期して
利得制御信号STCを発生することにより、常に
乳房３表面部位から確実にSTCを作動すること
ができ、これにより乳房３の同一組織を一様な濃
度で、しかも深部にわたり高解像度に画像表示す
ることができる。また、上記と同じ理由により乳
房３以外の領域を無雑音でしかも低濃度で表示す
ることができ、先に述べた塵や気泡、またビニー
ル膜による反射信号の他に、超音波のサイドロー
ブによる虚像や前レート走査における多重反射等
による残留信号によりSTCが動作することを防
止することができる。したがつて、SN比が高く
しかも濃度が均一で統一性がある良質な断層画像
を得ることができ、精度の高い診断を迅速にかつ
簡易に行うことができる。また、乳房３の表面部
位による反射信号の検出に、比較器と積分回路と
を用いたことによつて、装置を極めて簡単に構成
することができ、安価な装置を提供することがで
きる。
を比較器２２および積分回路２３で比較抽出およ
び積分処理したことによつて、超音波伝搬媒質２
中の塵や気泡等からの雑音信号成分およびビニー
ル膜４等からの単発パルスをそれぞれ除去して乳
房３表面部位からの反射信号を検出することがで
きる。この結果、上記検出タイミングに同期して
利得制御信号STCを発生することにより、常に
乳房３表面部位から確実にSTCを作動すること
ができ、これにより乳房３の同一組織を一様な濃
度で、しかも深部にわたり高解像度に画像表示す
ることができる。また、上記と同じ理由により乳
房３以外の領域を無雑音でしかも低濃度で表示す
ることができ、先に述べた塵や気泡、またビニー
ル膜による反射信号の他に、超音波のサイドロー
ブによる虚像や前レート走査における多重反射等
による残留信号によりSTCが動作することを防
止することができる。したがつて、SN比が高く
しかも濃度が均一で統一性がある良質な断層画像
を得ることができ、精度の高い診断を迅速にかつ
簡易に行うことができる。また、乳房３の表面部
位による反射信号の検出に、比較器と積分回路と
を用いたことによつて、装置を極めて簡単に構成
することができ、安価な装置を提供することがで
きる。
なお、この発明は上記実施例に限定されるもの
ではない。例えば、被検体として、乳房３以外に
首や頭部を適用しても良い。また、上記各被検部
位を水浸法により診断する場合、診断容器内には
ビニール膜を用いなくとも良い。また、STC回
路として、スキンエコー検出レベルに同期して予
め定められた所定の鋸歯状波信号を発生するもの
であつても良い。また、上記実施例における比較
器２２は必ずしも必要ではない。さらに、この発
明はリニア走査、セクタ走査および上記両走査方
式を複合したコンパウンド走査等、いずれの方式
であつても適用することができ、その他可変利得
増幅器９や画像の表示手段、また制御回路１２の
各構成についても、この発明の要旨を逸脱しない
範囲で種々変形して実施できる。
ではない。例えば、被検体として、乳房３以外に
首や頭部を適用しても良い。また、上記各被検部
位を水浸法により診断する場合、診断容器内には
ビニール膜を用いなくとも良い。また、STC回
路として、スキンエコー検出レベルに同期して予
め定められた所定の鋸歯状波信号を発生するもの
であつても良い。また、上記実施例における比較
器２２は必ずしも必要ではない。さらに、この発
明はリニア走査、セクタ走査および上記両走査方
式を複合したコンパウンド走査等、いずれの方式
であつても適用することができ、その他可変利得
増幅器９や画像の表示手段、また制御回路１２の
各構成についても、この発明の要旨を逸脱しない
範囲で種々変形して実施できる。
以上詳述したように、この発明によれば、超音
波受波信号を積分し、その積分結果に基づいて上
記超音波受波信号を利得調整する可変利得増幅器
の利得制御を行つたことによつて、被検体の表面
部位から確実にSTC法を実施し得て濃度が均一
で良質な断層画像を得ることができ、これにより
精度の良い診断を行うことができ、特に水浸法を
用いた超音波診断に好適な超音波送受信装置を提
供することができる。
波受波信号を積分し、その積分結果に基づいて上
記超音波受波信号を利得調整する可変利得増幅器
の利得制御を行つたことによつて、被検体の表面
部位から確実にSTC法を実施し得て濃度が均一
で良質な断層画像を得ることができ、これにより
精度の良い診断を行うことができ、特に水浸法を
用いた超音波診断に好適な超音波送受信装置を提
供することができる。
第１図はこの発明の一実施例を示す概略構成
図、第２図は同実施例の要部構成図、第３図は上
記実施例の動作説明に用いるためのタイミング図
である。 １……診断容器、２……超音波伝搬媒質、３…
…被検体（乳房）、４……ビニール膜、５……超
音波プローブ、１０……利得制御回路、２２……
第１の比較器、２３……積分回路、２４……第２
の比較器、２５……FF回路、RP……レートパル
ス信号、VS……超音波受波信号、IS……積分出
力信号、STC……利得制御信号。
図、第２図は同実施例の要部構成図、第３図は上
記実施例の動作説明に用いるためのタイミング図
である。 １……診断容器、２……超音波伝搬媒質、３…
…被検体（乳房）、４……ビニール膜、５……超
音波プローブ、１０……利得制御回路、２２……
第１の比較器、２３……積分回路、２４……第２
の比較器、２５……FF回路、RP……レートパル
ス信号、VS……超音波受波信号、IS……積分出
力信号、STC……利得制御信号。
Claims (1)
- １ 超音波振動子群で受波して得られる被検体か
らの超音波受波信号を増幅して検波する受波回路
と、この受波回路からの超音波受波信号から前記
被検体表面の反射パルス信号を検出する制御回路
と、この制御回路の制御信号に基づき前記反射パ
ルス信号の検出タイミングに従つて利得制御信号
を発生するSTC回路と、このSTC回路の出力信
号に従つて前記受波回路からの超音波受波信号の
利得を制御する可変利得増幅器とを備えたことを
特徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11726379A JPS5642158A (en) | 1979-09-14 | 1979-09-14 | Receiving device for ultrasonic wave |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11726379A JPS5642158A (en) | 1979-09-14 | 1979-09-14 | Receiving device for ultrasonic wave |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5642158A JPS5642158A (en) | 1981-04-20 |
| JPS624980B2 true JPS624980B2 (ja) | 1987-02-02 |
Family
ID=14707425
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11726379A Granted JPS5642158A (en) | 1979-09-14 | 1979-09-14 | Receiving device for ultrasonic wave |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5642158A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02111275U (ja) * | 1989-02-25 | 1990-09-05 |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3668690B2 (ja) * | 2001-02-16 | 2005-07-06 | 株式会社光電製作所 | 超音波測定装置 |
-
1979
- 1979-09-14 JP JP11726379A patent/JPS5642158A/ja active Granted
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02111275U (ja) * | 1989-02-25 | 1990-09-05 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5642158A (en) | 1981-04-20 |
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