JPS6346142A - ある領域内の組織の状態を示す信号を導出するための装置 - 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〕 本発明は、生理組織の状態を検出する装置における改良
に関する。

〔従来の技術〕

超音波搬送波のパルスを検査中の人体内へと別々の放射
状路に沿って発射し、そのノ句レスの任意のエコーを対
応する電波に変換することによって、その人体内構造の
二次元像を生成するシステムは、何年も市販されてきて
いる。このようにして形成された像は、エコーの振幅に
比例する強度を有している。

「心臓血管疾患に対する進歩Ｊ　（Ｐｒｏｇｒｅｓｓ　
１ｎＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ　Ｄｉｓｅａｓｅｓ
）の１９８５年９７１０月号の“心筋層の超音波特性表
示（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｃｈａｒａｃ−ｔｅｒｉＺ
ａｔｉＯｎ　ｏｆ　Ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ）″と題する
論文では、超音波圧縮波の後方散乱のパワーと心筋の状
態との量的な関係が議論されている。虚血傷害は、それ
を早期に検出すると、患者が心臓発作を起こしたかどう
か及びその程度を即時に決定することができるため特に
関心が高いにもかかわらず、現在の方法は心臓発作が生
じたかどうかを単に決定するだけであり、しかも分析に
数日を必要とする。上記の論文では議論されていないけ
れども、他の異常な組織状態も同様の分析によって明ら
かにできると思われる。

〔発明の解決しようとする問題点〕

上記の論文は、エコーの強度のパワーに対応する強度を
有する二次元像を形成することが望ましいことを示唆し
ているけれども、この目的を達成する実行可能な方法に
ついては述べられていない。また上掲論文では、エコー
の振幅に応答して形成された像の明るさの変化によって
、先に簡単に述べた市販の装置におけると同様に、組織
の状態について何らかの表示が行えることも示唆されて
いるが、このような現象による変化は小さすぎ、信頼を
おくことができない。

１９８６年１月に発行された、１−超音波、強誘電及び
周波数制御についてのアメリカ電子・電気光学技盲協会
会報（１，Ｅ、Ｅ、Ｅ、　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　
ｏｎＵｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ、　　Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃ
ｔｒｉｃｓ　ａｎｄ　ＦｒｅｑｕｅｎｃｙＣｏｎｔｒｏ
ｌ）のＬＩＦＦＣ−３３巻第１号に記載された“心臓組
織の定量的特性表示のためのリアルタイム積分後方散乱
測定システム（Ａ　Ｒｅａｌ−Ｔｉｍｅ　Ｉｎｔｅｇ−
ｒａｔｅｄ　Ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒ　Ｍｅａｓｕｒｅ
ｍｅｎｔ　Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒＱｕａｎｔｉｔａｔｉ
ｖｅ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｔｉ５ｓｕｅ　Ｃｈａｒａｃｔ
ｅｒｉｚａｔｉｏｎ）　”と題する論文には、単一経路
に沿って走行する超音波搬送波のパルスから後方散乱の
パワーに対応する信号を取り出す装置が記載されている
。

ここに記載された装置は全面的に、本発明の発明者のう
ち２名によって発明された。この装置は、変換器に衝突
するエコーに応答して当該変換器によって発生された電
気的搬送波を硫化カドミウム結晶に印加される圧力波へ
と変換している。硫化カドミウムは後方散乱のパワーに
対応する出力を、総ての領域において発生するものであ
った。この装置の制約の一つは、約２０ｄＢという小さ
なダイナミックレンジであった。二次元像を形成する方
法は何ら開示されていなかった。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明の実施例はより実際的であり、これによれば後方
散乱のパワーの正確な二次元像が形成され、そこで達成
されるダイナミックレンジは６０ｄＢである。後方散乱
に応答して変換器によって発生された未処理の電気搬送
波、又はそこから取り出された中間搬送波が、発射パル
スの経路に沿って走る２ｍｍという小さい領域内の後方
散乱のパワーの積分に対応する信号を取り出す回路へと
与えられる。この回路は、それぞれ周波数又は時間の調
整可能な領域を備えた周波数又は時間領域の何れかにお
いて、信号を取り出すことができる。この信号は次いで
、陰極線ビームの強度を直接に変調して、後方散乱のパ
ワーに対応する強度の像を形成するか、或いは陰極線ビ
ームの変調の前に走査変換器によって処理される。

信号がパワーに対応することを考えると、この信号は、
電気搬送波又はそこから取り出された中間周波数の電波
の振幅の二乗に比例するので、その振幅が正しいことが
重要である。

発射された圧縮波のエコーの振幅が領域と共に減少する
ことは周知であり、エコーの振幅の像を形成する装置で
は、計時ゲインコントロール回路（これは各発射パルス
の後に受信したエコーに応答して変換器によって供給さ
れた電気搬送波の振幅を増大させる）を用いるのが通常
である。

このようなことは、エコーの振幅を単に表示する像とし
ては満足できるが、本発明の好適な形式において用いら
れるゲインコントロール（利得制御）回路においては、
電波が心筋組織からのエコーから生じる場合よりも血液
からのエコーから生じる場合の方が、利得の時間に対す
る変化が少ない。

伝送励起に続いて変換器のリングダウンが生じる期間の
間、利得制御回路がゼロ利得を生じさせるならば、より
高い精度が得られる。心筋組織に関連した訂正因子と対
向した、胸壁減衰に関連する訂正因子を用いて、患者の
胸壁から受信しているエコーを利得制御回路が補償する
場合、更に精度が向上する。

さらなる改良によれば、利得制御回路は、発射されたビ
ームが収束される領域にエコーの領域が近づくにつれて
利得を減少させ、その後で利得を増大させる要素を導入
している。これは、しばしば“回折修正”と呼ばれる。

更に別の改良によれば、利得制御回路は、パルスが人体
を走るときの周波数に比例する要因によって、発射され
たパルスを含む周波数が減衰されるのを補償するように
させる。これはしばしば６ビーム軟化”と呼ばれる。

〔実　施　例〕

第１図において、走査器２は、変換器、即ち超音波のパ
ルスを連続的に発射し、任意の受信エコーを対応する電
波に変換する装置（図示せず）を含む。計時利得制御回
路４は電波（より詳細には第１Ｆ図に関連して説明され
る）の振幅を変化させ、それらをパワー検出器（これは
第１Ａ図〜第１Ｅ図に示されたものの何れかでよい）６
に供給する。信号の種々の振幅に対応する明るさ又は色
を決定する出力マツピング回路８で動作され、そして適
当な画像処理が画像処理器１０によってなされた後、信
号は走査変換器１１に印加され、陰極線管１２上に形成
される画像の強度又は色を制御する。

以下の説明において、同じ機能をもつ要素は各図で同じ
参照番号で示されている。

時間領域で動作する第１Ａ図のパワー検出器を参照する
。走査器２に含まれた変換器に入射するエコーに対応す
る電気信号は、主に変換器によって振幅周波数特性が決
定される正規化フィルタ１３を通過させられる。それら
は次にＡ／Ｄ装置１４によってサンプリングされ、その
デジタル出力は、各サンプルの振幅の二乗を表すデジタ
ル信号を取り出すＲＯＭ１６の入力に印加される。ＲＯ
Ｍ１６の出力のデジタルワードは、加算器１８の一つの
入力及び調整可能なディレィ２０（ＦＩＦＯシフトレジ
スタでよい）の入力に印加される。計算論理ユニット２
２が、加算器１８の出力及びディレィ２０の出力に結合
されていて、ディレィ２０の出力を加算器１８の出力か
ら減算する。論理ユニット２２の出力は加算器１８の別
の入力と、及び出力マツピング回路（ＲＯＭでよい）と
に接続される。

超音波パルスの各々が発射されるに際して、第１Ａ図の
総ての装置がリセットされる。従って、ＦＩＦＯレジス
タの如きディレィ２０にｎステップがあるとすると、そ
の出力はＡ／Ｄ装置１４の最初のｎサンプルに対してゼ
ロであり、論理ユニット２２の出力は各サンプルと共に
変化する。サンプルｎ＋ｌがとられると、第１サンプル
に対するＲＯＭ１６の出力は調整可能なディレィ２０の
出力に現れ、これがそれまでの合計十サンプルｎ＋ｌの
二乗から減算されるので、論理ユニット２２の出力は２
とｎ＋１の間のサンプルの二乗の和となる。従って、論
理ユニット２２の出力での信号によって表される範囲は
ｎ個のサンプルについてのものであり、ｎ−１個の二乗
化サン′プルのそれまでの合計＋新すンプルの二乗値に
等しい。

第１Ｂ図では、ＲＯＭ１６の出力は、第１Ａ図において
は加算器１８の出力が接続されていた論理ユニット２２
の入力に直接接続され、加算器２４の一つの入力は論理
ユニット２２の出力に接続され、加算器２４の他の入力
にはその出力が接続されている。出力マツピング回路８
は加算器２４の出力に接続されている。こうして、論理
ユニット２２の出力は現在のサンプルの二乗とｎ番目の
前のサンプルの二乗の間の差となるから、加算器２４の
出力における信号は第１Ａ図の論理ユニット２２の出力
における信号と同じになる。

第１Ｃ図においては、サンプルの二乗を引き出すための
ＲＯＭ１６が省略されており、別のＲＯＭ２６のアドレ
ス入力の一部が調節可能なディレィ２０に接続されてい
る。ＲＯＭ２６の残りの゛ｒドレスビットはＡ／Ｄ装置
１４の出力へと直接に接続されている。、へ／Ｄ装置１
４の出力におけるビア）及び調節可能なディレィ２０の
出力におけるビットは組み合わされて、二乗の差が格納
されるＲＯＭ２６内の位置をアドレスする。

加算器２４は表示用の信号上して、ｎ個のサンプルの二
乗の当座の合計を引き出す。

第１Ｄ図に示された回路は、周波数領域で動作する。Ａ
／Ｄ装置１４の出力は高速フーリエ変換装置（ＦＦＴ）
２８の入力に接続され、その出力はＲＯＭ３０に接続さ
れる。ＲＯＭ３０は、Ｆ　Ｆ　Ｔ２８から各周波数に対
する実部、虚部の二乗の和を取り出す。雑音をも含む総
てがＡ／Ｄ装置１４によってサンプリングされるので、
ＲＯＭ　３０の出力は直流からナイキスト限界に至る総
てを含むことになる。装置の使用可能な帯域幅にわたっ
て積分を行う積分器３４が備えられ、マツピング装置８
に印加される信号を与えて、画像の明るさ及び／又は色
を制御する。

上述のように、信号はＦＦＴ内のいくつかの周波数ビン
にわたってサンプルの二乗の積分値となり、ＦＦＴ及び
積分器３４は各領域が完了した後、タイマ３６によって
リセットされなければならないニタイマ３６は、第１図
の走査器２によって与えられた走査開始信号によってス
タートされる。隣接する領域ではなく重複した領域を与
えるために、ＦＦＴ２８’、ＲＯＭ３０’及び積分器３
４′　　が点線の如く接続され、ＦＦＴ２８°は実線で
示された構成要素によってカバーされた領域のある時点
で開始されて、最初の領域と重複する第２の領域をカバ
ーする。連続的な重複領域の各々をカバーするためには
、最初のＦＦＴＳＲＯＭ及び積分器が別の計算に利用で
きるようになるのに必要な数だけ、別のＦＦＴ、ＲＯＭ
及び積分器を備えなければならない。

第１Ｅ図の回路も周波数領域で作動する。未処理の電波
がスペクトル分析器４０（これは、各々に二乗化回路が
続く一連のフィルタでよい）に供給される。分析器４０
の出力は装置３２によって正規化される。積分器３４は
使用可能な帯域幅にわたって、正規化装置３２の出力を
積分する。

第１Ｆ図に示された計時利得制御回路を参照する。この
回路は、第１図の計時利得制御装置内の装置（図示せず
）の利得を制御する信号を与える。この装置は通常、利
得制御信号によって減少される最大利得を有し、第１図
のパワー検出装置６に与えられた電波の振幅を、減衰が
全くなかったときと同じにする。

第１図のパワー検出器６によって供給された未処理画像
は比較器４２の一つの入力に与えられ、直流基準電圧Ｒ
が他方の入力に与えられる。また、走査器２によって供
給された未処理キャリア又は中間周波数を比較器４２の
非反転入力に与えることもできるが、比較器が後続の半
サイクルで状態を変えるという望ましくない事態を防ぐ
ためには、何らかの装置を備えなければならない。そこ
で信号を適当な極性のダイオードを介して非反転入力に
結合するか、又は２個のワンショットマルチバイブレー
クを比較器４２の出力に縦続接続することができる。電
気信号が組織からの後方散乱から生じるときは、正の半
サイクルの各々が比較器４２をハイレベルにするが、電
気信号が血液からの後方散乱から生じるときは、信央は
小さな振幅を有し基準電圧Ｒを越えないので、比較器４
２の出力はローレベルである。

可能化されたときに所定の直流電圧を積分器４６の一つ
の入力に供給する血液修正回路４４が、比較器４２の出
力に接続されている。血液修正回路４４は比較器４２の
出力がロー又はゼロのときに可能化される。

インバータ４８が、比較器４２の出力と組織修正回路５
０の可能化入力の間に接続されている。従って組織修正
回路５０は、ロー状態によって可能化された場合に、直
流電圧（血液修正回路４４によって供給されるものと異
なっていてもよい）を積分器４６の入力に供給する。組
織修正回路５０は、組織繊維の配向に応じて異なった直
流電圧を与えるようにすることができる。電気信号が組
織からの後方散乱から生じるときに、組織修正回路は動
作する。

基準電圧Ｒは、陰極線管１２上の画像を観察しながら調
整できる。Ｒがあまりにも高く設定される場合は、比較
器４２の出力は低いままであり、エコーが組織から到来
する場合であっても、血液修正回路４４のみが可能化さ
れる。この場合、時間による利得の増加は、組織を介し
てのパルスの通過を補償するのに必要なものより少な（
、組織からの散乱は振幅が少なくて、画像は暗くなる。

これに対して、Ｒが小さく設定されすぎた場合は、比較
器４２の出力はハイのままであり、エコーが血液から到
来する場合でも組織修正回路５０のみが可能化される。

この場合、時間による利得の増加は、血液を介してのパ
ルスの通過を補償するのに必要なものより大きく、組織
からの散乱は振幅が大きく、画像は明るくなる。

表示が色又は色と明るさの組み合わせからなる場合、Ｒ
の値が高すぎたり、低すぎたりすると、認識されるもの
とは別の効果が生じる。

第１図の走査器２からの走査開始信号によって同期され
るタイミング回路５２は、信号をリングダウン・胸壁修
正回路５４に供給して、該回路をパルス発射後期めの数
マイクロ秒の間可能化し、血液修正回路４４及び組織修
正回路５０を使用禁止にす′る。走査器２の変換器がリ
ングダウンしている最初の数マイクロ秒の間は、回路５
４は積分器４６の入力にゼロ電圧を印加し、胸壁中での
伝播に対応する次の数マイクロ秒の間は胸壁中での減衰
を補償するのに適当な直流電圧を積分器４６０入力に供
給する。

乗算器５６（これは利得選定可能な増幅器でよい）は、
積分器４６の出力Ａと発射パルスのキャリア周波数に比
例した直流電圧との乗算を行い、加算器５８の一つの入
力に供給される項Ａｆｏを取り出す。

信号Ａｆ　Ｏはまた、ｆＯ２に比例して変化する直流？
王を加算器５８の入力に供給する周波数シフト又はビー
ム軟化修正回路６０に供給される。これは、周波数と共
に減衰が増加して発射パルスの高周波の方が低周波より
減衰が大きくなるように補償し、エコーの中の中心周波
数を発射パルスの中心周波数以下にシフトするものであ
る。

タイマ５２からのパルスによって可能化される回折修正
回路６２は加算器５８に電圧を供給し、エコーが発射パ
ルスビームの焦点で反射器から後方散乱されるときに最
大振幅を有し、焦点から増大又は減少するにつれて次第
に減少する振幅を有するように補償する。従って、第１
Ｆ’　　図に示されるように、同様の物体からの後方散
乱の振幅Ａは実線Ａによって示される領域と共に変化し
、補償のために必要な利得は逆カーブＧによって示され
る（これは総て負である）。

加算器５８の出力での直流電圧は、スケーリング・オフ
セット調整用の回路６４に印加される。

即ち、利得制御信号がゼロと一５ボルトの間で変化して
第１図の計時利得制御回路４の利得をゼロと掻大値の間
で変化させる場合、加算器５８の出力電圧はそれに応じ
てゐ１整され、正しい極性・振幅範囲を持つようになる
。

大抵の超音波装置はパルスを発射し、エコーを受信する
のに同じ変換器を用いており、“後方散乱”という用語
が使用されている。しかし本明細書でもそうであるよう
に、この用語はどのような方向の散乱にも当てはまるも
のである。

従って、葱ルスを発射する手段は人体の一カ所に位置し
ていればよく、またエコーを受ける手段は別のどこかの
部位に位置していればよい。

なぜなら、後方散乱又は散乱は、総ての方向に向かうも
のだからである。必要なのは、複数の公知の径路に沿っ
た位置から散乱又は後方散乱を処理することだけである
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明により超音波システムにおいてエコーの
パワーの二次元像を生成するための装置の全体的なブロ
ック図： 第１Ａ図、第１Ｂ図及び第１Ｃ図は、エコーのパワーを
示す信号を引き出すための時間領域で作動するそれぞれ
別々の回路のブロック図；第１Ｄ図及び第１Ｅ図は、エ
コーのパワーを示す信号を引き出すための周波数領域で
作動するそれぞれ別々の回路のブロック図； 第１Ｆ図は本発明の装置で使用される計時利得制御回路
のブロック図；及び 第１Ｆ’　図は回折修正を示すグラフである。 ２・・・走査器 ４・・・計時利得制御回路 ６・・・パワー検出器 訃・・出力マツピング回路 １０・・・画像処理器 １１・・・走査変換器 １２・・・陰極線管 Ｉ３・・・正規化フィルタ １４・・・Ａ／Ｄ装置 １６・・・ＲＯＭ １８・・・加算器 ２０・・・ディレィ ２２・・・論理ユニット ２４・・・加算器 ２６・・・ＲＯＭ ２８、２８°・・・高速フーリエ変換装置（ＦＦＴ）３
０、３０°・・・ＲＯＭ ３２・・・正規化装置 ３４、３４’・・・積分器 ３６・・・タイマ ４０・・・灸ベクトル分析器 ４２・・・比較器 ４４・・・血液修正回路 ４６・・・積分器 ４８・・・インバータ ５０・・・組織修正回路 ５２・・・タイミング回路 う４・・・リングダウン・胸壁修正回路５６・・・乗算
器 ５８・・・加算器 ６０・・・ビーム軟化修正回路 ６２・・・回折修正回路

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １　検査中の人体内へと超音波圧縮波のパルスを発射す
   る手段（２）と、及び 複数の公知の経路に沿う位置から散乱された超音波のパ
   ワーを検出する手段（６）とを含む、ある領域内の組織
   の状態を表示する信号を導出するための装置 ２　前記表示により示されたパワーを導出するための前
   記手段（６）は時間領域で作動する、特許請求の範囲第
   １項記載の装置。 ３　前記表示により示されたパワーを導出するための前
   記手段（６）は周波数領域で作動する、特許請求の範囲
   第１項記載の装置。 ４　前記信号によって強度及び色彩の何れかが制御され
   た画像を再生するための手段（１２）を有する、特許請
   求の範囲第１項記載の装置。 ５　前記信号を導出するための手段は、 散乱された超音波の連続的なサンプルの振幅に対応する
   サンプルを導出するためのサンプリング手段（１４）と
   、 前記サンプリング手段に結合され、各サンプルの二乗を
   導出するための算術手段（１６）と、二つの入力と一つ
   の出力を有し、入力の一つが前記算術手段（１６）の出
   力へ結合されている加算器（１８）と、 前記算術手段の出力に結合されたＦＩＦＯディレイ（２
   ０）と、 第一の入力に印加された信号を第二の入力に印加された
   信号から減算し、前記第一の入力が前記ＦＩＦＯディレ
   イ（２０）に結合され、前記第二の入力が前記加算器（
   １８）の出力に結合されている減算器（２２）と、及び 前記減算器（２２）の出力は前記加算器（１８）の他方
   の入力に結合されていることからなり、前記信号が前記
   減算器（２２）の出力に現れる、特許請求の範囲第１項
   記載の装置。 ６　前記信号を導出するための手段は、 超音波のサンプルの振幅にそれぞれ対応するサンプルを
   導出するためのサンプリング手段（１４）と、 前記サンプリング手段の出力に結合され、前記サンプル
   の二乗を導出するための算術手段（１６）と、 第一の入力に印加された信号を第二の入力に印加された
   信号から減算し、前記第二の入力が前記算術手段（１６
   ）の出力に結合されている減算器（２２）と、 前記算術手段（１６）と前記減算器（２２）の第一の入
   力との間に結合されたＦＩＦＯディレイ（２０）と、及
   び 前記減算器（２２）の出力に結合された一つの入力と、
   それ自体の別の入力に結合された出力とを有する加算器
   （１８）とからなり、前記信号が前記加算器（１８）の
   出力に現れる、特許請求の範囲第１項記載の装置。 ７　前記信号を導出するための手段は、 散乱された超音波の連続的なサンプルの振幅にそれぞれ
   対応するサンプルを導出するためのサンプリング手段（
   １４）と、 第一及び第二の入力と一つの出力を有する計算手段（２
   ６）であって、該手段は第一の入力に印加された信号の
   二乗よりも第二の入力に印加された信号の二乗だけ少な
   いに等しい信号をその出力においてもたらし、前記第一
   の入力は前記サンプリング手段の出力に結合されている
   ことと、 前記サンプリング手段（１４）と前記計算手段の第二の
   入力との間に結合されたＦＩＦＯディレイ（２０）と、
   及び 第一及び第二の入力と一つの出力を有する加算器（２４
   ）であって、加算器の前記第一の入力は前記計算手段（
   ２６）の出力に結合され、前記第二の入力は当該の出力
   に結合されていることからなり、前記信号が前記加算器
   の出力に現れる、特許請求の範囲第１項記載の装置。 ８　前記信号を導出するための手段は、 散乱された同期波の連続的なサンプルの振幅に対応する
   サンプルを導出するためのサンプリング手段（１４）と
   、 前記サンプリング手段（１４）に結合されたＦＦＴ（２
   ８）と、該ＦＦＴは前記サンプルによって示された複数
   の周波数の各々の実部及び虚部をもたらすことと、 所定の時間に前記ＦＦＴの出力に現れる前記総ての実部
   及び虚部の二乗の合計に等しい信号を導出するための算
   術手段（３０）と、 前記ＦＦＴの出力における周波数成分の使用可能な帯域
   にわたって、前記算術手段（３０）の出力における信号
   を積分するための積分器（３４）とからなり、前記信号
   は所定の範囲について前記積分器の出力に現れる、特許
   請求の範囲第１項記載の装置。 ９　前記サンプリング手段の出力に接続されたＦＦＴ（
   ２８’）、算術手段（３０’）及び積分器（３４’）の
   少なくとも一つの別の直列組み合わせを有し、前記範囲
   と重複する範囲について前記信号が前記積分器（３４’
   ）に現れる、特許請求の範囲第８項記載の装置。 １０　前記信号を導出するための手段は、 スペクトル分析器（４０）と、及び 前記スペクトル分析器の出力に結合された積分器（３４
   ）とからなり、前記信号が前記積分器の出力に現れる、
   特許請求の範囲第１項記載の装置。 １１　超音波を電波へと変換するための手段（２）と、
   電波を前記パワー検出手段（６）に結合するための利得
   制御手段（４）と、前記利得制御手段（４）はその入力
   に印加された利得制御信号に応答することと、 前記入力に印加するための利得制御信号を導出するため
   の手段とをさらに含み、該最後に挙げた手段が、 前記利得制御信号の第一の成分であって、当該成分によ
   り作動したときに前記電波の振幅が基準値よりも大きい
   場合に時間に伴い利得の所定の増加を生ずる第一の成分
   を提供するための手段（４２、４８、５０）と、前記利
   得制御信号のもう一つの成分であって、当該成分により
   作動したときに前記電波の振幅が基準値よりも小さい場
   合に時間に伴い利得のより少ない増加を生ずる成分を提
   供するための手段（４４）を含む、特許請求の範囲第１
   項記載の装置。 １２　前記利得制御信号の前記第一及び第二の成分を提
   供するための前記手段（５０、４４）を各パルスの発射
   の後所定の第一の期間の間作動禁止とするための手段（
   ５２）と、前記利得制御手段がゼロ利得をもたらすよう
   にする利得制御信号成分を前記期間の間に提供するため
   の手段（５４）とをさらに含む、特許請求の範囲第１１
   項記載の装置。 １３　前記電波が胸壁からの散乱から生じた場合に前記
   利得制御信号の前記第一及び第二の成分を提供するため
   の前記手段（５０、４４）を各超音波パルスの発射の後
   のある期間の間作動禁止とし、前記所定の増加よりも大
   きな利得の増加を時間と共に生じさせる利得制御信号の
   成分を提供するための手段（５２）をさらに含む、特許
   請求の範囲第１１項記載の装置。 １・１　前記第一又は第二の成分と組み合わせられた場
   合に、超音波パルスの焦点合わせから生ずる電波の振幅
   における変化を補償する、前記利得制御信号のための別
   の成分を提供するための手段（６２）をさらに含む、特
   許請求の範囲第１１項記載の装置。 １・２　前記第一又は第二の成分と組み合わせられた場
   合に、発射されたパルスの周波数成分の周波数の減衰の
   増加から生ずる電波の振幅における変化を補償する、前
   記利得制御信号のための別の成分を提供するための手段
   （６０）をさらに含む、特許請求の範囲第１１項記載の
   装置。