JPS6351846A - 医用超音波撮像装置におけるｂ像表示方法および装置 - 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〕 本発明は医用超音波撮像装置におけるＢ像表示のための
方法およびこの方法を実施するための装置に関する。こ
こで超音波撮像装置とは、直線走査器も扇形走査器も対
象としている。

〔従来の技術〕

最近のＢ像走査器では、非常に大きい能動的アパーチュ
ア（たいてい受信の場合）を有するアプリケータ（超音
波アレー）の使用により高い横分解能を得ることが試み
られている。この目標は均一なファントムの場合および
被検査患者の一部分においては実際に達成される。しか
し生体組織からの超音波Ｂ像の明瞭性および分解能はし
ばしばファントムからのそれらよりも明らかに低い。す
なわち無視できるほどに小さくないパーセンテージの患
者は音響物理的に、大きいアパーチュアから利得がｔｌ
られないほど不均一である。相応の超音波像は“灰色の
ベール”で覆われている。これは組織内、特に皮下脂肪
組織内の音速の位置依存性に起因するものである。

特に、実際上大きいアパーチュアの使用のもとにのみ達
成され得る非常に良好な分解能を有する高級なり走査器
の分野では、商い像質で走査され得る患者のパーセンテ
ージを大きくすることができれば有意義である。すなわ
ち、医用超音波撮像装置でＢ像取得の際に特に被検査患
者の皮膚付近の不均一性の影響を減少し、さらにはほぼ
消去する方法および装置が望まれている。実際上正しく
作動するための機能原理は、大きな欠点なしに患者およ
び検査者に応用し得るものでなければならない。像がリ
アルタイムにではなく静止像としてのみ用意されること
、またはリアルタイム像が待ち時間の後に初めて、また
１つのアプリケーション位置に制限されて供給されるこ
とは、なお許容し得る困難として受容されよう。

軟組織を検査するための方法および像表示システムはＰ
ＣＴ公開ＷＯ３４１０１４３３（−米国特許第４．４８
４．４７７号明細書）、ＷＯ３４１０１４３４（−米国
特許第４．４７１．７８５号明細書）およびＷＯ３４１
０１４３５がら公知である。これらによれば、像質の擾
乱は超音波アレーの能動的アバ−千、ｊ−アの遅延時間
および振幅分布の補正により減少される。補正は好まし
くはアレーの素変換器要素の信号の相互相関に基づいて
行われる。しかし、その詳細な過程については記述され
ていない。高い処理速度に重点がおかれており、このこ
とは特別な計算回路、従ってまた非常に高い費用を必要
とする。従って、経済的な方法および装置の開発が望ま
れている。

〔発明が解決しようとする問題点〕

本発明の目的は、超音波アレーを有する超音波撮像装置
において患者の医学的検査の際の像質を経済的な仕方で
高め得る方法および装置を提供することである。特にそ
のつど検査される患者の皮下脂肪組織内の位置的不均一
性がＢ像の像質に与える影響が大幅に減少されなければ
ならない。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明は、先ず（すなわち予め）患者の検査の際に超音
波アレーの前に置かれている組織の音響技術的不均一性
の種類を記述する測定値が決められなければならないと
いう考察に立脚している。

この測定値の位置的な経過は次いで患者の本来のく後の
）検査の際に補正値の形態で顧慮され得る。

上記の目的は、本発明によれば、冒頭に記載した種類の
方法において、 ａ）先ず適応段階で検査対象物の１つの断面が焦点合わ
せされた超音波送信ビームにより走査され、また不均一
性に起因する妨害作用が検査対象物から反射されたエコ
ー信号から測定され、ｂ）この適応段階で測定値から超
音波アレーの素変換器からの信号の遅延時間に対する補
正値が標準焦点合わせに対して導き出され、またＣ）続
くＢ像表示段階でこの断面のすべてのリアルタイム検査
時間の間、放射の際および（または）受信の際に超音波
アレーの能動的アパーチュアの遅延時間が補正値番こ関
係して変更され、それにより妨害作用が補償される ことを特徴とする医用超音波撮像装置におけるＢ像表示
方法により達成される。

本発明による方法を実施するための装置は、本発明によ
れば、適応段階で所与の相関関数に関してエコー信号相
互間の相関を求める相関器が設けられていることを特徴
とする。

本発明による方法および本発明による装置は、“適応ア
ンテナの原理”または“適応アパーチュア変更の原理”
と呼ばれ得る原理に基づいていると言うことができる。

すなわち、ここには、適応段階で皮下脂肪組織内の妨害
作用が先ず関心のある断面内で測定され、また次いでＢ
像表示段階でこの妨害作用が走査のつど“適応アンテナ
”の意味で補償される方法および装置が記述される。先
ず行われる妨害作用の測定は、専ら患者の身体から反射
されたエコー信号に基づいて行われる。処理のために非
現実的な条件はこれらのエコー信号に課せられない。測
定が超音波アレー〇隣接する素変換器のエコー信号の相
互相関に立脚していることは好ましい。たとえば、均一
な場合に対する期待値に対する相関関数の極大のずれか
ら、超音波アレーのすぐ前に置かれている患者の検査区
間のなかの音速変化が検出される。こうして得られた測
定値から、Ｍｌ像表示段階での送信および（または）受
信の際の焦点合わせに対する前記の補正値が導き出され
る。

２つの相異なる断面の検査の際には毎回、そのつどの適
応段階で補正値を求めることにより惹起される成る待ち
時間が甘受される。

アーティファクトに対して測定を保護するために、強い
平均化の可能性が予定されることは好ましい。

超音波Ｂ走査器における“適応アンテナ°の発生のため
の前記の装Ｗの応用は下記のように行われる。アプリケ
ータは押しボタンを有し、それにより６新しい走査位置
で、押しボタンが押されるかぎり、自動的な適応がレリ
ースされる。押しボタンを長く押すほど、完全な走査通
過がデータ保護のために適応段階で行われる。特に良好
な適応のために検査者は超音波アレーを適応段階の間に
わずかに傾斜させる。適応の最短可能な時間は約１２０
ｍ５である。適応の後に検査段階で補正された形態で、
皮下脂肪組織内の著しく別の区間が通過されるほど断面
が強く変更されないかぎり、迅速な走査が行われ得る。

すなわち、“適応アンテナの原理”は原理的に心臓の像
の表示のためにも適している。しかし、この用途では、
心臓が自律運動をするので、適応段階での走査面の傾斜
は不必要である。

適応の改善のために反復法が応用される。これは、１つ
の先行の（たとえば第１の）適応段階で得られた補正値
が、すく次の（たとえば第２の）適応段階を開始する後
続の送信時に対する補正値としても使用されることにあ
る。それによって、改善された送信焦点が生ずる。

本発明の他の有利な実施態様は特許請求の範囲第２項以
下にあげられている。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面により一層詳細に説明する
。

（１）適応段階での妨害の測定の原理 （１，１）点反射体を有するモデルによる説明公表され
た調査に基づいて、前記のような組織内の像質低下の原
因に関する現在有効な説明は下記のとおりである。主と
して、身体内に存在する位相速度の位置依存性（より低
い程度に減衰不均一性）が屈折により下記の３つの妨害
作用を惹起する。

ａ）音波ビームの方向変化 ｂ）音波ビームの広がり Ｃ）音波ビームの輪郭の対称性の喪失 上記の順序は妨害作用の重要性の順序をも示している。

臓器実質および筋肉内にくらべて脂肪組織内の音速は非
常に低いので、像質低下の主な原因は皮下脂肪組織また
は“腹部脂肪“の不均一性にあると推定される。それに
対して肝臓はその音速分布に関して比較的均一である。

上記の妨害作用の補償の課題を過度に複雑化しないため
、先ず、変換器に近いかつ音速に関して不均一な妨害層
２の場合を考察する。この状況は第１図に示されている
。妨害層２は検査の際に、たとえば１２８個の超音波変
換器要素を有する直線超音波アレー４のすぐ前に置かれ
ている。走査方向はＸで、またＢ走査行く中央ビーム）
は２でボされている。妨害層２（音速ｃ＋）は複数個の
脂肪沈積６を含んでいる。第１図には、さらに、能動的
アパーチュア１０から放射された超音波束のビーム境界
８（たとえば−６ｄＢ値）と、続く均一な媒体１４　（
音速ｃｈ）内のエコーを発する散乱中心としての統計的
に分布した散乱体または“点状雲”１２とが示されてい
る。点状雲１２は身体内部の反射体に対する目下有効な
モデルに相当し、また通常のＢ走査器の１つの分解セル
１６の体積のなかに多数（たとえば３０ないし１００）
の点状散乱粒子を含んでいる。このセル１６は典型的に
一６ｄＢ輪郭で長手方向にｚ＝０．７ｍｍ、横方向にｘ
＝３ｍｍ、また層方向にｙ＝５ｍｍの寸法を有する楕円
面である。

モデルを一層わかり易く構成するため、第２図には不均
一な妨害層２が、不等な厚みを有しかつその下に位置す
る媒体１４とは異なるが統一的な（位置により変わらな
い）音速ｃｌ（≠ｃ２）を有する１つの板により示され
ている。さらに先ず１つの点状雲１２の代わりに、中央
ビームＺ上に位置しエコーを発するただ１つの対象点Ｐ
を仮定する。公知の文献と対照的に、振幅的に突出した
１つまたは２つの点状反射体が対象面内に存在している
ことは前提とされていない。このような“規準反射体”
は人体内には存在しない。個々の点Ｐの考察はここでは
ディダクティノクな根拠のゐを有する。

同じくディダクティノクな根拠から先ず、異なる音速Ｃ
Ｉ、Ｃ２を有する両媒体２．１４の間の境界層２０に生
ずる屈折は（この文書の点７まで）無視されている。第
２図中の能動的アパーチュア１０から、焦点合わせされ
た超音波パルスが送り出され、これらの超音波パルスが
検査媒体２．１４内の図示されている境界８のなかを伝
播し、また点状反射体または散乱体Ｐを“照明°する。

第２図には、対象点Ｐから散乱された波が送信または受
信アレー４の上の能動的受信アバーチェア１０の最初の
２つの素変換器に到達する伝播経路が示されている。

媒体１４と２との間の境界層２０と受信経路２２との交
点の部分■が第３図に拡大して示されている。標準化さ
れ焦点合わせされた受信（点Ｐのまわりの円弧２４上）
にくらべての伝播時間差△τ１が伝播経路差７に相応す
ることがわかる。その際に円弧２４は湾曲（電気的遅延
）により焦点合わせされた変換器円蓋に相応する。時間
差Δτ（は（ここでも行われる（公知の））和形成の際
にアレー４の個々の変換器のエコーまたは受信信号の部
分的に破壊的な干渉に通ずる。こうして像表示の際に妨
害アーティファクトが生ずる。喚言すれば、超音波Ｂ撮
像装置は、時間差Δτｌなしに個々のエコー信号ｕＩ　
（ｔ）が破壊的な干渉なしに加わるように設定されてい
る。時間差Δτｌば第４図のように特に直接に隣接する
素変換器からの“焦点合わせされ受信された”エコー信
号Ｕ１　（ｔ）の相互相関関数Ｑ（τ）から定められ得
る。それとは異なり、それぞれ隣接する素変換器からの
群をたとえば直接の並列回路により、または遅延したエ
コー信号の一括により形成し、また各２つの隣接する群
の信号の相関を求めることも可能である。“焦点合わせ
され受信された”信号という用語は、アレーの素変換器
から取り出され、また、全検査空間内で音速ｃ２が位置
により変わらないという仮定のちとに、これが電気的和
形成の後にたとえば円筒状または球状に湾曲された変換
器表面２４−トの受信に匹敵するように遅延させられて
いる個々の時間信号ｕ＋（ｔ）を意味する。

円筒または球の中心点はＰの位置にある。速度イリテー
ションなしでは、すなわち均一な音波速度分布では、理
論的に同一の信号形態が両度換器により受信されるので
、相互相関関数Ｑ（τ）の（正の）極大Ｍは時間ずれΔ
τＭ　＝　Ｏに位置する。

従って、τ軸−ヒのこの極大Ｍ（極小ではない）の位置
τ、はΔτに対する１つの尺度である。相互相関関数Ｑ
（τ）の数学的積分式は同じく第４図にポされている。

１１＋　　（ｔ）　、ｕ２　（ｔ）は２つのｌｌａ接す
る素変換器の伏点合わせされ受信されたエコー信号であ
り、またτはずれパラメータである。Ｑ（τ）は両信号
１」１、ｕ２の変化する相互ずれにおける“相互パワ”
に相応する。積分限界ｔ１、Ｌ２は深さ範囲限界２３お
よびｚ４および媒体１４内の音速ｃ２から生ずる。これ
らの限界ｔ１、ｔ２の選定は後でまた第６図により説明
する。係数には、極大Ｍの位置のみを求めればよく、そ
の絶対高さを求める必要はないので、未決定にとどめら
れてよい。第４図には典型的な経過Ｑ（τ）が示されて
いる。こうして点Ｍは相互パワの極大に相応する。Ｍ、
従ってまたτ□を求めるためには、相互パワの極大が生
ずるまで積分式Ｑ（τ）のなかのτを変化させることの
みが必要である。

たとえば関数Ｑ（τ）の微分の零通過を知ることによっ
ても見出され得る極大Ｍの位置の代わりに、重心線の位
置も相関関数Ｑ！こより選定され得る。これは第５図中
の式により大きさｑだけ正の値に向けてずらされた相関
曲線Ｑ（τ）の第１および第ＯモーメントＭ１またはＭ
Ｏの商Ｍ　１　／ＭＯとして生ずる。定数ｑは、（Ｑ　
（τ）→−ｑ）の負の関数値が確実に避けられ、従って
Ｍ１、／ＭＯの分母が零になり得ないように選定される
。この計算は計算機により実行される。

走査方向Ｘ（第７図参照）に沿うすべての隣接する八τ
□の加算により、アパーチュア１０にわたって有効な伝
播時間ひずみ曲線τ（ｘ）がたとえば１．５ｍｍのアレ
ー分割の間隔で支え位Ｗｘ１、ｘ２、・・・を有するも
のとして得られる。この過程は数値積分に相当し、従っ
てもう１つの積分定数がまだ決められなければならない
。これがいかにして行われるか、またこの定数がどのよ
うな意義を有するかは後でまた説明する。

（１，２）　　“点状反射体雲”を有するモデル、平均
化の可能性 いま点状反射体Ｐ（第２図参照）の代わりに点状雲１２
（第１ＴｙＪ参照）を仮定するならば、隣接する素変換
器の相異なる信号形態により計算しなければならない（
ブラッグ散乱）。エコーのもはや重ならない帰還経路上
の伝播時間差は同一の意味で作用する。また点状雲１２
は超音波束８−８によってのみ掃過され得る。すなわち
、その重心は中央ビームＺ内に位置していない。その場
合、相関関数Ｑ（τ）の極大Ｍはもはや妨害されずに時
間ずれΔτ、を指示する。しかし、組織からのエコーの
際には、知られているかぎりでは、明白な相関が得られ
ている。いま、多くの点状雲１２からの多くの信号にわ
たっての平均化の際に、ブラッグ散乱に基づいて統計的
に変化する極大ずれΔτ、が際立っており、またこうし
てイリテーション（＝不均一な速度分布）により惹起さ
れるずれΔτがなお十分正確に測定され得るものと仮定
する。強く平均化されるほど、−層確実な測定値が期待
される。シミュレーションの結果によりこの仮定は是認
されている。

平均化には以下の方法がある。これらの方法の併用も可
能である。

ａ）１つの分解セル１６だけでなくたとえばＺ３＝５ｃ
ｍないし２４＝１０ｃｍのできるかぎり大きい深さ範囲
の高周波エコー信号ｕ１　（ｔ、）が相関のために利用
され得る（第６図参照）。

人間の肝臓内ではこれらの区間ｚ３ないしｚ４の上に約
１０ないし３０のより大きいエコー群が期待される。こ
のような深さ範囲ｚ３ないしｚ４の考察の際、妨害層２
の範囲内の深さ範囲限界ｚ３ないしｚ４における点Ｐ、
、Ｐ２、・・・ｌ〕６およびｐ’　Ｉ、ｐ’　２、・・
・Ｐ′６への経路があまりに相異なって延びていないこ
とを確かめる必要がある。

第６図Ａ、　Ｂ　（第６図Ａは一点鎖線で示す位置で第
６図Ｂにつながっている）により、平行走査の場合の妨
害層２の範囲内の上記の経路の相違が示され得る。素変
換器Ｗｐの有効送信アパーチュアは連続してｓ１、ｓ２
、・・・で、また受信アパーチュアは連続してＥ１、　
Ｅ２、・・・Ｅ６で示されている。送信ビームの重心線
は連続し７Ｓｔ１、Ｓｉ２、・・・ｓｌ６で示されてい
る。

第６図には限界ｚ３およびｚ４および散乱中心ＰＩ、Ｐ
２、・・・Ｐ６；Ｐ′１、Ｐ′２、・・・Ｐ′６を有す
る対象範囲が約１：４の尺度で示されている。素変換器
Ｗｐ（たとえばｐ＝１ないし１２８）はたとえば３　Ｍ
　Ｈｚにおける３波長に相応して１．５　ｍ　ｍの幅を
有する。点Ｐ。はＺ３＝５ｃｍの深さに、また点Ｐｒｌ
′は２＋＝１０ｃｍの深さに位置する。球面または円筒
波が散乱点Ｐｎから素変換器ＷＩへ延びていることがわ
かる。点Ｐ１およびＰＩ′の考察の際、変換器Ｗ１への
帰路は変換器付近で深さ２１＝１ｃｍまで許容可能にわ
ずかに移動する。最も望ましくない場合ｚ１において下
側の縁に約半分の隠蔽が生ずる。すなわち２＝Ｏないし
Ｚ＝２　Ｈの範囲で一致する伝播経路が仮定される。有
効受信アパーチュアＥがＥｌよりも広くなく、また妨害
層２が１ｃｍよりも厚くないときには、７つの素変換器
Ｗ１ないしＷ７に関して深さ範囲Ｚ３＝５ｃｍないし２
＋＝１０ｃｍからの信号が相関のために利用され得る。

（より広い受信アパーチュアＥの場合は後でまた説明す
る。）ｂ）１つの（別の）妨害抑制が、複数の隣接する
走査行の測定値が平均化されることにより達成され得る
（第６図参照）。その際にも上記の経路の相違に注意す
る必要がある。さらに、均一な速度分布の場合に対して
決められた焦点合わせば深さ範囲全体にわたり良好に作
動することが前提とされている。このことはなかんずく
連動焦点合わせまたはアクシコン焦点合わせにより（す
なわち屋根状のアパーチュアの幾何学的または電子的シ
ミュレーシジンにより）達成され得る。

素変換器Ｗｐのすぐ前の、すなわち深さｚ２＝０．５ｃ
ｍまでの、信号到来範囲内に置かれているすべての点Ｐ
１ないしＰ６およびＰＩ′ないしＰ６′からの共通の帰
還経路はａ）の場合と同じく許容可能に長い。たとえば
１つの変換器要素の幅に相当する１、５ｍｍのステップ
幅を有する走査のフルステップ法を仮定すると、この場
合には６つの隣接する走査行からの測定値が平均化され
得る。１ｃｍの妨害層２に対してなお３つまたは４つの
行が許容可能である。点Ｐ１ないしＰ６の間の測定値の
変動が大きく、従って一層強い平均化が望まれているな
らば、公知のハーフステップ法（偶数または奇数の能動
鉤素変換器の交互の能動化）を応用し、それにより許容
可能な行の数を倍増し得る。すなわち、１ないし２ｃｍ
の妨害層２の通常の厚みは実際にあまり小さくない範囲
にわたる平均化により求められ得る。

Ｃ）−層圧いに無関係なデータを得る別の方法は、−層
長い時間（たとえば１つの心拍または１つの呼吸周期）
にわたって測定し、これらのデータを平均化する方法で
ある。次いで、身体内部の運動経過により生ずるエコー
信号の差異が検出される。次いで、さもなければスペッ
クル−アーティファクトとして生ずる情報が利用される
。平均化とは、後でまた説明するように、たとえば第１
２図からの測定開綿が１回ではなく複数回作られ、また
公知の仕方で平均化されることを意味する。

ｄ）独立したデータを得るため、Ｃ）の方法に補足して
アレー４の意識、的な少しの傾斜も利用され得る。“ア
レー４の傾斜”とは、妨害層２のなかの伝播経路がわず
かだけ互いに偏差するように、断面または走査平面がア
レーの長手方向軸線または走査軸Ｘの回りに（たとえば
１ないし２°の）小さい回転をすることを意味する。

走査平面の傾斜を測定の際に自動的に、−層詳細には電
子的または機械的に行うことが考えられる。しかしなが
ら、電子的な方法は多行アレーを前提とする。

上記の方法ａ）ないしｄ）に従って平均化が大きい度合
いで行われるほど、また一定の平均化の度合いまたは不
変の妨害除去においてデータ到来領域（第６図によるＰ
Ｉ、・・・Ｐ６；ＰＩ′、・・・Ｐ６′）が平均して小
さくされるほど、補正は組織（ｚ１、ｚ２）内へ深く到
達する。

（１，３）測定値の加算 第７図には第６図に属する測定値Δτｌの加算が示され
ている。素変換器Ｗ１およびｗ２の信号の相関は第１の
送信ビームＳｔｌの送出の後に、随意に零からずらして
変換器Ｗ２の位置Ｘ２に記入されておりまた点τ１２に
通じている測定値Δτ１１を生ずる。すぐ次の測定値Δ
τ１２は変換器Ｗ２およびＷ３の受信信号から生じ、ま
たＷ３の位置に、−層詳細にはτ１２の高さに記入され
る。実際の実現にあたって測定値は加算され、また計算
機のなかに記憶される。これは点τ１３に通ずる。こう
して加算が曲線点τ１７まで進められる。続いて送信場
所（送信ビームＳｔの重心線）が１ステツプ（１素子）
だけ右方に、すなわちＳｔｌから３ｔ２へ移動され、ま
た新たに測定される。測定値Δτ２２、Δτ２３・・・
Δτ２８が相応に加算され、また同一の数の支持点τ２
１ないしτ２７を有する１ステツプだけ側方にずらされ
た曲線τ２１を生ずる。この過程がアレー４の全間隔長
さにわたり続けられる。こうして複数の曲線τ１１．τ
２１．τ３１　、　”°τｐｌ（τｎｌ＞が得られる。

加算は、個々の測定誤差が局部的に変化するだけでなく
そのつどの曲線τＩＩ、τ２Ｉ、・・・にわたり“引き
ずられる”危険を生ずる。従って、アレー分割ＷＩあた
りのインクレメントΔτに対する生理学的に現れる値よ
りも大きい測定値を最大値に制限すること、または場合
によっては完全に除去することが目的にかなっている。

（１，４）平均直線の形成による爾後の処理第８図には
例としてもう一度、曲線τＩ　Ｉ　　（Ｘ）の経過の概
要が示されている。この経過により１つの平均直線ＡＣ
が引かれる。いま爾後の処理にとって関心があるのは曲
線τ＋１（Ｘ）と平均直線ＡＧとの間のそのつどの時間
間隔ａｌｌのみである。個々の時間間隔ａｌｌは記憶さ
れ、また後で（２，２）　　“補正および適応”で−層
詳細に説明されるように補正値に換算される。この爾後
処理で重要なのはその簡単さである。隣の曲線経過τ２
Ｉ、τ３ビ・・への関係は作られない。

（１，５）代替的な爾後処理ニアライニングおよび平均
化 （１，４）で述べた方法の代わりに、他の方法も利用さ
れ得る。（１，３）で加算された値Δτは先ず１つの走
査行Ｓｔ１、ｓｔ２、・・・の相異なる深さ位置ｚ３な
いしｚ４からのエコー信号に関する平均のみを含んでい
なければならない。すなわち、前記のｂ）による隣接走
査行に関する平均化がまだ欠けている。（さらに曲線が
互いになお関係（−Ｊけられなければならない。）いま
ｂ）によるこの別の平均化がΔτの加算の前もしくはそ
の後に行われ得る。ここでは先ず後者の方法を説明する
。

なぜならば、後者の方法のほうが汎用性があるからであ
る。

曲線τＩＩ、τ２（、・・・（一般的にτｎ＋＞は部分
的に皮下脂肪組織内の実際上等しい伝播距離に関する測
定値を含んでおり、従って互いに属する値にわたり平均
化され得る。第９図ａ、ｂ、ｅには、複数の走査行にわ
たる測定値の平均化の仕方が示されている。加算、すな
わち数値積分された曲線τｎ＋は未知の積分定数（たと
えば第４図中の定数Ｋを参照）のゆえに互いになお随意
にずらされている。それらは平均値形成前に少なくとも
上下に互いになお関係付けられなければならない。積分
定数の絶対値を知ることは平均化のためには必要でない
。

ここでは下記のように進め得る。第７図に示されている
ように、曲線τｎ＋は各素変換器Ｗ１に対する妨害され
た測定値を代表する。測定値が妨害されていなければ、
曲線τｎｌをτ方向にずらすこと（相異なる定数の加算
）によりアライニングし得る。従って、真の測定曲線は
“最小二乗法”により先ず重ねられる。これはここで“
アライニングと呼ばれる。そのグラフ表示は第９図に示
されている。′アライニングおよび平均値形成の数式は
次表１に一括されている。

表１ （７）　　塔々 任意のずれの任意の個別曲線τｎＩ、たとえばτ１１＝
０である図示されている位置のτＸ（から始める。添字
ｎは送信装置Ｓｔｎの番号を示す。

隣接曲線τ２Ｉは定数０２の加算により曲線τ１玉の上
にずらされる。定数Ｃ２の値は式（１）に従って二乗差
の和の最小Ｍ　ｉ　ｎから生ずる。いま重ね合わされた
（“アラインされた”）両曲線τ１（、τ２Ｉから第１
の平均値曲線テ３１が式（２）に従って形成される（第
９図の中央のグラフｂ参照）。これは左側の限界値とし
て最終的に平均化された結果曲線の第２の値ｆ２を含ん
でいる。第１の値テ電は第１の平均化されない測定曲線
τＩＩの左側の限界値τ１１と同一である。τ２はただ
２つの測定値の平均値である。〒３　（第９図の下側の
グラフＣ参照）は相応に３つの測定値の平均値である（
以下同様）。最大、いまの例では、７つの値が平均化さ
れるので、〒７　（図示せず）以降は完全に平均化され
た値が得られている。テ３は式（３）による第１の平均
値曲線ＴＪ＋（中央のグラフ）とのτ３（（中央のグラ
フ）の“アライニングおよび氏（４）による平均化によ
り得られる。ｆ斗までの式が第１０図に記載されている
。それによって別の曲線点に対する形成法則が一義的に
記述されている。こうして素変換器ＷＩ、Ｗ２・・・の
すべての場所に対する１つの曲線が得られると、焦点合
わせの補正が行われる。これは後でまた説明される。

（１，６）別の代替的な爾後処理：高域通過フィルタリ
ング （１，４）および（１，５）で説明した方法の代わりに
爾後処理の際にローカルレンジＸ（第７図参照）内の高
域通過フィルタリングも行われ得る。

個々の送信場所Ｓｔｎに属する種々の曲線のフィルタさ
れた値は続いて平均化される。平均化された値は記憶さ
れ、また受信および（または）送信の場合の焦点合わせ
に対する補正値に換算される。

（１，７）より広い受信アパーチュア 本方法は、冒頭に述べたように、アパーチュアが大きい
場合にこそ応用されなければならない。

しかし、これまで補正可能な対象はたとえば７つの素変
換器ｗ＋、・・・Ｗ７の比較的小さい受信アパーチュア
にのみ相応して２１の波長または１０．５ｍｍである。

Ｅ＋　　（第６図）よりも大きいアパーチュアでは、ず
なわちＥ＋＋およびＥｒ＋を含むアパーチュアを考察す
る場合には、測定すべき伝播路は、第１０図Ａ、　　Ｂ
　（第１０図Ａは一点鎖線で示す位置で第１０図Ｂにつ
ながっている）に示されているように、もはや近似的に
、第７図に示されているように、アレーの下で垂直では
なく、２方向に対して角度φをなして斜めに位置する。

これらの範囲では、これまでに求められた値を利用する
ことはできない。なぜならば、それらの値はほぼ垂直な
場合にしか有効でないからである。

従って、ここでは、左側および右側の縁範囲ＥＩｎまた
はＥｒｎ内および場合によってはそれを越えて別の範囲
内の値τｎｌが前記の仕方で加算を含めて一緒に求めら
れる。このことが第１０図の上側に示されている。こう
して全受信アパーチュアに対する１つの送信場所ｓｔｙ
、ｓｔ２、・・・Ｓｔｎに関する測定値がアラインされ
る。その際に部分アパーチュアＥ、Ｅｒ、Ｅ、などの間
の移行範囲内でも曲線経過が連続的であるとみなされて
いる。斜めの音波入射に対するこれらの値はもちろんこ
れまでの値から分離されて保たれなければならず、また
相互にのめ、すなわち左側および右側に対して分離され
、または一般に垂直音波入射に対する各角度範囲φに対
して分離されて平均化され得る。さらに各送信位１Ｗｓ
ｔｔ、・・・Ｓｔｎに対する測定値曲線はそれらの平均
化の前または後に積分定数に関して既に（内側アパーチ
ュアＥ１に対して）存在する測定値曲線に適応（アライ
ン）されなければならない。第１０図の下側には、ハツ
チングを施した面の形態で、妨害層のどの深さＺ５まで
、ｐ、・・・Ｐ６およびＰＩ　′・・・Ｐ６′の間の選
択された領域（そこからのエコー信号が平均化のために
利用される）の大きさがなお使用可能な測定を許容する
かが示されている。その際に再び点Ｐ＋’およびＰ６か
らの音波入射の極値が示されており、またｚ５は重なり
三角形Ｆの底辺の長さの１／２に相当する深さに選定さ
れている。

測定データ検出は、第１１図に立体的に示されている１
つの全データ領域に通ずる。ｉ−ｎ平面の上に、加算さ
れた時間τｎｌが小さい矢印で示されている。添字ｉは
素変換器ｗ１、ｗ２、・・・の場所番号を示し、またｎ
は送信方向または送信場所（送信領域の重心線）の番号
を示す。これは１つの長い直線アレーの中央に能動的ア
パーチュアが存在する場合である（平行走査）。第１１
図中では特に受信アパーチュアＥＴ７、Ｅ７、Ｅｒ７な
らびに送信場所３ｔ７が際立つように示されている。有
限のアレー長さによる縁効果はｎ慮されていない。平面
内には限界線ＧＩ　Ｇ２が記入されており、それらの間
で走査方向Ａに走査の際に暗示されている水平曲線が前
記の方法に従って互いに“アライン”される。′アライ
ニングの後乙こ平均化されるのは、閉じられた曲線Ｍｎ
、たとえばＭ７により囲まれている値である。縁アパー
チュアの編入の際にも変化を生じてはならない。

１つの送信場所３ｔｎに属する積分された曲線τｎｌが
連続的に経過するという前記の期待から出発すると、縁
範囲は既に中央受信範囲と“アライン”されている。他
の送信場所の曲線による“アライニングのために、曲線
がアパーチュアの中央に対する値の重なり合い（垂直受
信の場合の“アライニング）により位置する位置で曲線
を平均化することは目的にかなっている。平均化すべき
値は再び受信アパーチュアの１つの位置に対して曲線Ｍ
ｎｌおよびＭｎ　ｒ、たとえばＭ７１およびＭ７ｒによ
り囲まれている。その際に、垂直な音波入射からの偏差
の１つの固定的な角度範囲φに属する値のみが平均化さ
れるように注意されている。それによって結果が走査場
所に無関係に使用可能になる。たとえば参照符号りを付
されている範囲を平均化のために利用するならば、これ
ばＳｔｌの走査場所に対しては許容可能であるが、たと
えばｓｔ６の走査場所に対しては許容可能でない。

平均化の結果は第１２図の１−ｎ−テダイアダラムに一
括されている。アパーチュアの１つの中央受信範囲Ｅ７
および左側および右側の縁範囲ＥＩ７またはＥｒ７では
３つの平均化曲線テト〒Ｉ＋またはテ「１が得られる。

太く描かれている曲線部分は受信アパーチュアＥＩ７、
Ｅ７、Ｅｒ７の図示されている位置に有効である。これ
らの曲線部分は走査Ａによりステップバイステップに対
角線上で右前方に移動する。左側および右側の曲線端は
、アレーの長さが有限であるために、平均化の度合が弱
く、従って（より長い）中央部分よりも不確実である。

しかし、このことは像表示の際に像線にわずかな影響し
か与えない。中央範囲からのみの“アライニングのゆえ
に縁範囲曲線は同じくアパーチュア中央に対する曲線よ
りも不確実である。

このようにして変換器付近の妨害層のなかの伝播時間歪
みに関する曲線が得られ、これらの曲線は焦点合わせの
誤差の補正のために利用される。

ただすべての曲線に共通の１つの積分定数は未知である
。それは音速Ｃ１が未知である１つの面平行な妨害層に
相応する。このような作用は実際上像ジオメトリに実際
」−わずかな誤差しか及ぼさないので、これ以上の測定
ステップは不必要である。

−層理解し易くするため、どこか成る個所での負の曲線
値を確実に避ける１つの共通の定数Ｇがすべての曲線に
加えられ得る。

（１，８）　　（１，７）への代替的な測定規則先ず可
び中央受信範囲Ｅ７のみを考察すると、計算規ｉｌｌの
簡単化のためにΔτｎｌまたは（同じことであるが）第
７図の微分された曲線を平均化し、また続いて積分する
という考えが思いつかれる。この場合、表１による積分
定数０２、Ｃ３、Ｃ４は得られないが、それによって重
要な情報は変化しない。なぜならば、これらの定数はそ
の後に使用されないからである。

しかし、受信縁Ｅｒ、Ｅｌなどが一緒に測定されるべき
であれば、積分定数０２、Ｃ３、Ｃ４は重要である。な
ぜならば、積分された曲線τｎｌは互いに“アライン”
されていなければならないからである。積分開始ごとに
任意の積分定数が選定され得るならば、非生理学的跳曜
が生じ得よう。

既に平均化された曲線に対しては範囲間の移行に対する
境界条件はない。なぜならば、斜めまたは相異なって斜
めの音波入射に対する測定値曲線の新しいカテゴリーに
関わる問題であるからである。

まだ平均化されていないが既に積分されている曲線に対
して前記の連続性の期待のみは存在する。

このＭ単化された計算方法は非常に制限付きでのみ使用
可能である。

（１，９）和受信信号との相関 隣接する素変換器ｗ、、ｗ２、・・・の信号の相関の代
わりに、素変換器の信号と焦点合わせされた受信アパー
チュアの和信号との相関も伝播時間歪み曲線の測定のた
めに形成され得る。これは、しかしながら、あまり良い
測定値を期待できない。

なぜならば、受信信号の類似性は隣接する素変換器の信
号におけるそれのように大きくないからである。

この方法では、直接に測定によりたとえば第１１図の積
分された曲線への等個性が得られる。その後の信号処理
は後記のように進行する。１つの技術的な応用は第２０
図に示されている。

（２）前記の方法の技術的な実施例 （２，１）相関および平均化 第１３図には、腹部スペックまたは皮下脂肪組織内の速
度規範に対してそれにより惹起される焦点合わせ＠差の
補償のために前記の測定方法を行う超音波撮像装置、特
にＢ走査器の入力部分が示されている。

参照符号１０１を付されているのは、たとえば１００１
［！ｉｔの変換器素子ｗ、、ｗ２、・・・を有する１つ
の直線超音波アレーであり、また参照符号１０２を付さ
れているのは、走査切換または放射された超音波ビーム
の偏向のための装置である。アレー１０１は装置１０２
により電子的な平行または扇形走査の意味で利用される
。１つの送信器１０３および１つの焦点合わせ装置１０
４は、あたかも伝達媒体が均一であるかのように、通常
の技術に従って作動する。装置１０３と１０４との間の
記入されている補正ブロック１０５ないし１０９は最初
は無効である。

適応または反復の最終段階ですべての変換器素子ｗ１、
ｗ２、・・・が能動的受信アパーチュアＡおよび送信ア
パーチュアＡに利用されることは好ましい。アレー１０
１の能動的な面の受信信号はブロック１１０により示さ
れているＴＧＣ増幅器により増幅され、またブロック１
１１により示されている受信焦点遅延器のなかで公知の
技術により、加算要素（ブロック１３２）の後に均一な
伝達媒体において良好に焦点合わせされた受信信号が生
ずるように遅延させられる。素変換器ｗ１、ｗ２、・・
・からの受信信号は１つのメモリ（ブロック１１２）の
なかに場合によっては一時記憶される。この場合、最小
可能な数の送信放射で間に合わせることができ、また相
応に速い信号処理の際に最短可能な時間で適応プロセス
を完了し得る。この−時メモリ】１２が使用されない場
合には、各信号対に対して新たに送信されなければなら
ないであろう。メモリ１１２はここでは遅延器１１１の
後に配置されている。それにより均一な場合に対する第
４図による相関関数Ｑ（τ）の極大Ｍの位置に対する期
待値は零になる。上記の配置と異なり、メモリ１１２は
ブロック１１０と１１１との間で受信信号を取り出すこ
ともできる。その場合には期待値は零に等しくない。

１つの測定値選択回路１１３のなかで、隣接する素変換
器の各２つの信号、たとえばｕｌおよびｕ２が加算器（
ブロック１３２）の前で選択される。それらは相関の意
味での処理のために１つの相関器１１５に与えられる。

回路１１３は２つの新しい信号にサイクリックに切換え
、従って装置１０２との共同作用によりすべてのアレー
アパーチュアが走査される。１つの深さ範囲選択器１１
４は、相関が求められるべきエコー信号が発せられる深
さ範囲ｚ３ないしｚ４を選択する。１つのブロック１１
６のなかでは、各信号対（たとえばｕ１、ｕ２またはｕ
２、ｕ３）に対してオリジンからの相関関数の極大Ｍの
間隔Δτ□が求められ、またその後に接続されている１
つの加算およびメモリブロック１１７のなかでτｎ＋に
加算され、従ってここで曲線τｎｌが記憶された支持点
値の表の形態（第１１図参照）で生ずる。１つのブロッ
ク１１８のなかでは、定数０２、Ｃ３、Ｃ４、・・・が
表１の式に従って決められる。すなわち中央“アライニ
ングが行われる。１つのブロック１１９は２１Ｍの平均
値形成を示す。

後に接続されている１つのメモリ　（ブロック１２１）
のなかには第１２図によるすべての関数τ１が、メモリ
ブロック１２２のなかには値τｒ！が、またメモリブロ
ック１２３のなかには値τ１（が記憶されている。２つ
の（破線で示されている）ブロック１２４および１２５
により、受信アパーチュアＥｊ７、Ｅ７、Ｒｒ７のここ
には示されていない別の縁範囲が一緒に測定されるとき
に生ずる別のデータの記憶が暗示されている。１つの選
択回路（ブロック１２６）は直線能動的変換器の補正（
２，２参ｕ６）のために必要な時間遅延値の選択を行う
。これは第１２図中の太く記入されている曲線部分に相
当する。

遅延器１】１と加算要素１３２との間に補正ブロック１
２７乃至１３１が接続されている。個々の機能進行を制
御するために制御装置１３３が設けられている。加算要
素１３２の出力端は公知の仕方で像信号に対する復調器
に通じている。時間遅延値の本来の補正は受信の場合に
は補正ブロック１２７ないし１３１のなかで、また送信
の場合には補正ブロック１０５ないし１０９のなかで行
われる。これらはブロック１２６から導線１３８、１３
９を経て制御される。

ブロック１１２ないし１２６およびブロック１３３は、
制御（ブロック１３３）および前記のような第１２図に
よる曲線群の形成までの測定値の処理を行う１つのディ
ジタル計算機の部分として解釈され得る。その場合に必
要なＡ−Ｄ変換器はここには示されていない。小さいΔ
τの測定のために必要な特に細かい時間走査がＡ−Ｄ変
換器から超過走査により直接に供給されるか、またはシ
ャノンの定理による最小走査の後に計算機１３４のなか
で低域通過フィルタされ、続いて超過走査されるかはど
ちらでもよい。ディジタル計算機１３４は汎用のプログ
ラム可能な計算機であってもよいし、専用のディジタル
構成要素から構成されてもよい。前者は経済的であり、
また後者は高速処理に通ずる。

相関器１１５のなかで直接に時間範囲内で相関を計算す
る代わりに、システム理論の一般的知識によりもちろん
フーリエ空間を経由する方法、すなわち複素相互パワス
ペクトルの決定および時間範囲への逆変換を行う方法も
可能である。

しかし、処理速度およびコストの理由からも、選択回路
１１３により選択された両信号の相関を特別な構成要素
を有する相関器１１５のなかでアナログに（すなわちデ
ィジタルにではなく）行うことが有利であり得る。その
場合、計算機１３４へのインタフェースはブロック１１
５と１１６との間に位置する。この場合にも相関器１１
５はパラメータτを通り抜け、またｕｌおよびｕ２から
Ｑ（τ）を形成する。次いで極大Ｍが生じ、それが後に
接続されているブロック１１６のなかで測定値Δτｍａ
ｘに爾後処理される。

（２，２）補償および適応 ブロック１０５ないし１０９および１２７ないし１３１
による補正は原理的に第１４図中に示されている仕方で
行われる。計算された曲線〒１、〒ｒ＋、〒１＋は、考
えられている面平行な均一な屓にくらべて妨害層のなか
の伝播時間損失を示ず。送信および受信の場合にはこれ
らの伝播時間は、実現可能でない負の遅延値が生じない
ような高さにちょうど位置する１つの一定値Ｈを補われ
る。これらの補足εを計算により求め、また補正の目的
で追加遅延を行う役割を送信の場合にはブロック１０５
ないし１０９が、また受信の場合にはブロック１２７な
いし１３１がする。すなわちブロック１０５ないし１０
９および１２７ないし１３１は、ブロック１１１に追加
して、電子的遅延要素を含んでいる。

いつこれらの補正ブロック１０５ないし１０９および１
２７ないし１３１がを効になるかは、第１５図による考
察から明らかになる。ここで送信アパーチュアＳの送信
ビーム１４０は音波ビーム内に平らに但しアレー４に対
して斜めに延びている限界Ｎ１４１によりアレー４から
の垂直放射から屈折している。限界Ｊｉｉ１４１は平ら
であるから、音波ビーム幅は影響されない。同一の限界
内を、焦点合わせされた受信器の受信感度が延びている
（先ず送信の場合と等しいアパーチュアＡが仮定される
）。中央に当てられた、すなわち中央ビーム１４ｏｚ上
に位置する点Ｐからの信号は、妨害されない場合のよう
に、焦点合わせ遅延の後に等位相で集まる。前記の方法
により屈折は求められない。ビーム幅拡大に通ずる、ま
たはビーム範囲１４０内で湾曲したまたは波形の限界層
１４１に由来する反復のみが見出される。エコーが、期
待されるように、点Ｐ′から到来する場合には、事情が
異なる。これは受信アパーチュアＡにくらべてはるかに
大きい送信アパーチュアＳにより近似的に強制され得る
。なぜならば、−貫して斜めな限界層１４１は、送信ア
パーチュアＳが大きいほど、ありそうにないからである
。

ここで、たとい、深さとの送信焦点合わせの連動が必要
であるために、リアルタイム像に対して本来許容可能な
時間よりもはるかに長い時間を必要とするとしても、測
定は最大可能な送信アパーチュアＳにより実行される。

測定過稈は１つの応用場所に対する適応段階で本来の測
定（Ｂ像検査段階）の前に１回だけ実行されなければな
らない（アレー４が強く傾けられて走査面が強く移動し
ない限り）。こうして、この時間は妨害の点で重要でな
い。

測定精度の改善は、反復法の採用によっても可能である
。前記の仕方での最初の測定の後に補正が先ず送信信号
においてのみ行われる。この補正された送信信号により
新たな適応測定が前記の仕方で実行される。その際に送
信ローブは既に改善された形態で存在し、また測定値は
屈折作用によりあまり妨害されない。場合によっては、
複数の反復過程が採用され得る。

送信アパーチュアが、先に提案されたように、可能なか
ぎり大きく、従ってまた場合によっては受信アパーチュ
アよりも幅が広いならば、またそれによって補正値が相
応の斜めの伝播経路に対して存在しないならば、１つの
問題が生ずる。１つの解決策は、受信アパーチュアを送
信アパーチュアと等しい幅に選定することにある。

ここで、なお言及すべきこととして、適応は先ずもちろ
ん、測定値を発した深さ範囲に対してのみ有効である。

垂直および相異なる斜め音波入射に対する補正曲線の集
合により、測定深さ範囲内に位置していない焦点合わせ
の補正も行われ得る。

これは第１６図により説明される。補正されたアパーチ
ュアはＡ＋　　（ｘ＋とｘ１′との間）である。

ダイナミックに焦点合わせされるアレーシステムはでき
るかぎり深さに無関係な焦点合ねゼの度合で作動する。

すなわち、たとえば近範囲ｚ＝ＱないしＺ−２３に対し
て小さいほうのアパーチュアＡ２（Ｘ２とＸ２’との間
）および適応された湾曲で作動する。アパーチュアＡ２
は、対象点（ＰｍまたはＰｎ）からの開き角度γができ
るかぎり一定であるように選定されている。それによっ
て斜め入射に対する角度はアパーチュアに無関係に最大
βである。すなわち、小さいほうのアパーチュアの前の
伝播時間娯差の補正に対して、大きいはうのアパーチュ
アで得られた測定値が利用される。こうして、斜め入射
角度βを有する小さいアパーチュアのｘ２に対する補正
値がアパーチュアＡ３の縁値に対する曲線のなかに見出
される。この過程はｚ４よりも大きい深さの焦点合わせ
にも有意義に拡大され得る。

第１７図には、第１３図による計算機１３４内のブロッ
ク１１８および１１９の代わりに使用され得る代替例が
示されている。この代替例では、第８図のところで述べ
たように、１つの平均直線ＡＣが使用される。すなわち
、第１７図に示されている回路は、いったん装置１１７
から供給された値τｎ１（Ｘ）により１つの平均直線Ａ
Ｃを定め、またその後にこの平均直線ＡＣへのそのつど
の差ａ＋＋を求めることができる。差値ａｌｌは上記の
意味でその後の処理のためにメモリ１２１．１２２．１
２３、・・・に供給される。

第１８図には、第１７図による過程でも平均化を行うこ
とが目的にかなっていることが示されている。この目的
で回路１５０の出力端とメモリ１２１．１２２．１２３
、・・・との間に１つの平均化装置１５２が挿入されて
いる。

第３の代替例が第１９図番こ示されている。ここではブ
ロック１１７と１５２との間のフィルタ装置１５４によ
り高域３ｍｉ過フィルタリングがローカルレンジ内で実
行される。結果は、ブロック１５４のなかに設けられて
いてよい（図示されていない）メモリに記憶される。換
言すれば、（第７図の例で）最後の曲線τ７Ｉがフィル
タされているならば、ブロック１５２内の７つの曲線の
高域通過フィルタされまたその時までに記憶されたすべ
ての走査値が、第７図のところで説明した仕方で平均化
される。高域通過フィルタリングの際の（ローカル−）
コーナー周波数ξ０の大きさのオーダーはすべての受信
アパーチュア（たとえばＥ１７、Ｅ７、Ｅｒａ）の長さ
の逆数値に位置するべきであろう。

なおｌ’−及すべきこととして、回路１５０または１５
４が第１３図中のブロック１１７と１１８との間に接続
されていることは目的にかなっている。

１つの和受信信号Ｓに対する相関を測定する（１．９）
で述べた方法に対して、信号処理が第１３図の部分図と
して第２０図のブロック図中に示されている。加算器１
３２の和受信信号Ｓはここでは（変形された）切換値ｆ
！！ＺＩＬ３ａに供給される。

ここから信号Ｓは深さ選択装置１１４に到達する。

この深さ選択肢Ｗ１１４の後に再び相関器１１５が接続
されている。相関器１１５の後にここでは直接に平均化
装置１１８が接続されている。この回路装置により、相
関器１１５から測定値としてオリジンＯからの相関極大
Ｍの間隔が取り出される。この測定値は、前記の方法に
おいてそれぞれ積分により得られたもののように、直接
に素変換器のもとで有効な伝播時間歪みに対する１つの
尺度である。その後の処理は第１３図の場合と同様に行
われる。

ここで、先に説明した反復に関して１つの差異が生ずる
。ここではブロック１０５ないし１０９による送信焦点
合ねゼの補正に追加して最初の反復ステップから適応の
際に、ブロック１２７、・・・の前の１つの加算器１５
６から供給される補正されていない和受信信号Ｓ′との
相関を求めるべきか、（ブロック１２７、・・・の後に
配置されている）加算器１３２からの補正された和受信
信号Ｓとの相関を求めるべきかの選択番こ当面する。両
方の可能性が第２０図中に用意されている。測定値選択
回路１１３ａのなかの１つのスイッチ１５８は両方の可
能性の間の切換を可能にする。

（２，３＞扇形走査における原理の応用適応アンテナの
前記の原理はその応用可能性を平行走査に制限されない
。その原理は“カーブしたアレー”における状況に転用
可使である。その原理がいかにして電子的扇形走査に転
用され得るかを以下に３つの図面により説明する。

先ず、指摘しておくべきこととして、電子的扇形走査用
の１つのアレーの分割くたとえば０．５波長）はもちろ
ん直線アレーの分割（たとえば１．５波長）よりもはる
かに細かい。以下の図面は、補正測定のために、その前
に平行走査の際に選択された素変換器の全有効幅と同一
の全有効幅が生ずるように多くの素変換器が偏向および
焦点合わせの後に一括切換されることから出発している
。

第２１図Ａ、　Ｂ　（第２１図Ａは一点鎖線の位置で第
２１図Ｂにつながっている）には、ＰＩ・・・Ｐ６とＰ
１′・・・Ｐ６′との間の信号取得領域に対して平行走
査と同一の面の大きさが仮定されるならば、どのような
幾何学的関係が生ずるかが示されている。Ｐ６およびＰ
Ｉ’からの両極端の帰還経路はｚｓ＝０．５ｃｍの深さ
まで変換器付近の範囲内にオーバーラツプ（ハツチング
を施された面Ｆ）を生ずる。ｚ５では２＝０における幅
の約半分の幅である。このような寸法を（平行走査の際
にも）信号取得領域の最大許容される大きさく幅および
深さ）に対する規範として利用すれば、この領域の大き
さとその深さ位置と測定可能な妨害層の厚みとの間の関
係が作られている。第２１図は、平均化のために許容さ
れる走査行の数および直接に測定可能な受信アパーチュ
アＥ、の幅が平行走査の場合と比較可能な大きさである
ことを示す。しかしながら扇形走査の際には５ｔｉ％還
経路はたとえば＋４５°または一４５°の大きい偏向角
度φにおいては垂直線に対して妨害層のなかで非常に大
きい度合で斜めに位置する。ｚ５の値はそれによって係
数０．７０７だけ縮小される。実際には約０．８の短縮
係数を目的とする妥協で十分である。

信号処理は、均一な伝達媒体に対して設計されてる送信
および受信時の偏向および焦点合わせのような電子式扇
形走査器の通常の性能を前擢としている。その場合、平
行走査に対して先に説明した仕方で第２２図に示されて
いるτｎｌのデータ簗合が得られる。いま添字ｎば上昇
する偏向角度を有する送信ビーム方向の番号を示し、ま
たｉはアレー上の変換器番号を示す。角度範囲αＺのな
かの送信ビーム方向および受信アパーチュアＥ　。

のなかの変換器のみが互いに“アライン”され、また互
いに平均化されなければならない（第２１図参照）。こ
の領域Ｎ２は第２２図中で太く囲まれている。Ｅｌより
も大きい受信アパーチュアに対しては、いま平行走査に
対する前記の実施例に従って、ＥｌおよびＥｒで示され
ている曲線を、中央範囲Ｅｚからの“アライニングの維
持のもとに、平均化し、また範囲α２内で使用する。

隣接角度範囲α１に対してデータはα２に対するデータ
と全く同様に得られる。これらの範囲の相互間の“アラ
イニングはここでは平行走査の場合と同一の仕方では行
われない。従って、第２２図中に破線および太い実線の
領域Ｎ１およびＮ２により暗示されているように、隣接
範囲をオーバーラツプして選択しなければならない。す
なわち、“新しい”範囲α１は範囲α２の１つないし３
つの“アライン”されかつ平均化された曲線区間との“
アライニングを開始する。

平均化は、点線で囲まれた面Ｆにより示されているよう
に、互いに隣接する範囲に制限し得る。

平均化の後に、各角度範囲（すなわちα２、α１、α−
１、α２、α−２、・・・）に対して有効な第２３図に
よる曲線が得られる。α２に対してたとえばＥｚの範囲
内で、またＥｚを越えている左側および右側の縁範囲Ｅ
、およびＥｒに対して太い実線の曲線片が有効である。

（２，４）時間的平均化および反復の実現第１３図によ
れば、適応アンテナを有する超音波Ｂ走査器の応用は下
記のように説明され得る。

アプリケータ１０１は、制御装Ｗ１３３に作用する信号
を押しボタン１６０から受ける。新しい各走査位置で、
押しボタン１６０が押される間は、自動的適応がレリー
スされる。押しボタン１６０を長く押すほど、−層完全
な走査が平均化のために実行される。検査者は適応の間
にわずかにアレー１０１を傾ける。３つの送信焦点を信
号到来範囲の深さに対して設けるならば、適応のための
最短可能な時間は約１２０　ｍ　ｓである。反復の際に
、先行の適応ステップで求められた補正値は後続の送信
段階に対して適応の間に送信焦点の改善のために使用さ
れる。その際にアパーチュアは（受信および（または）
送信の際に）最小値から最大値へ上昇し得る。

皮下脂肪組織内で著しく異なる区間が通り抜けられるほ
ど断面が強く変更されないかぎり、適応の後に検査段階
で正常な迅速な走査が実行され得る。本方法は原理的に
心臓の撮像にも遺している。

この場合には、心臓が自律運動をするので、適応段階で
走査面を傾ける必要はない。

応用上の特殊な所与の条件に合わせるために、像の印象
に応じて、腹部スペック層の厚みおよび信号到来領域の
後の縁ＰＩ’、Ｐ６’の最大深さ位置が走査器の端子に
入力され得る。計算機１３４はそれから前記の規範（帰
還経路の重なりの度合）に従って信号検出領域Ｐ１・・
・Ｐ６ないしｐ　、　１・・・Ｐ６′の位置および大き
さを決定する。

【図面の簡単な説明】

第１図は雲状の反射体を有する検査対象物のなかの超音
波伝播のモデルを示す図、第２図は点状の反射体を有す
る検査対象物のなかの超音波伝播の簡単化されたモデル
を示す図、第３図は第２図からの一部分を拡大して示す
図、第４図は極大Ｍの探索により受信信号の相互相関か
ら値ΔｒＭを測定する原理の説明図、第５図はモーメン
トの形成により受信信号の相互相関から値Δτ、を測定
する原理の説明図、第６図Ａ、　　Ｂは平行走査の際の
幾何学的関係を示す図、第７図は平行走査の際の測定値
の加算の説明図、第８図は簡単な爾後処理の説明図、第
９図ａ、ｂ、ｃは代替的な爾後処理、いわゆる“アライ
ニングおよび平均値形成の説明図、第１０図Ａ、　　Ｂ
は能動的受信アパーチュアの縁範囲の付加の際の関係を
示す図、第１１図は測定値（平行走査）に対するｉ−ｎ
平面内のデータ領域を示す図、第１２図は平均化された
測定値（平行走査）に対するｉ−ｎ平面内のデータ領域
を示す図、第１３図は適応アンテナを有する超音波Ｂ像
装置のブロック回路図、第１４図は妨害層のなかの伝播
時間歪みの補正の説明図、第１５図は適応アパーチュア
の大きさの作用の説明図、第１６図は随伴焦点合わせの
際の補正値の受は入れの説明図、第１７図は１つの平均
直線の形成による第１３図中に使用可能な測定値平均化
の特に簡単な実施例のブロック回路図、第１８図は平均
化の包含のもとに第１７図による測定値平均化の実施例
のブロック回路図、第１９図は高域通過フィルタリング
による測定値平均化の実施例のブロック回路図、第２０
図は和信号との相関を応用する場合のブロック回路図の
一部分を示す図、第２１図Ａ、Ｂは扇形走査の際の幾何
学的関係を示す図、第２２図は扇形走査の際のデータ領
域を示す図、第２３図は扇形走査の際の平均化された測
定値曲線を示す図である。 ２・・・妨害層、４・・・超音波アレー、６・・・脂肪
沈積、８・・・超音波ビーム境界、１０・・・能動的ア
パーチュア、１２・・・点状雲、１４・・・均一媒体、
１６・・・溶解細胞、２０・・・境界層、２２・・・受
信路、２４・・・円弧、１０１・・・直線超音波アレー
、１０２・・・走査装置、１０３・・・送信器、１０４
・・・焦点合わせ装置、１０５〜１０９・・・遅延装置
、１１０・・・ＴＣ，Ｃ増幅器、１１１・・・受信焦点
遅延器、１１２・・・メモリ、１１３・・・測定値選択
回路、１１４・・・遅延装置、１１５・・・相関器、１
１６・・・極大位置探索装置、１１７・・・加算器−メ
モリブロック、１１８・・・アライニング回路、１１９
・・・平均化装置、１２１〜１２５・・・メモリ、１２
６・・・選択回路、１２７〜１３１・・・補正ブロック
、１３２・・・加算要素、１３３・・・制御装置、１３
４・・・ディジタル計算機、１５０・・・平均直線形成
回路、１５２・・・平均化装置、１５４・・・高域通過
フィルタ、１６０・・・ヘッド。 〜 Ｐ Ｉ０３ 介０．。（ｒ）＝に、４繍熔０，６゜ ｔｒｚ３／ｃ２ τ− τ ＦＩｏ　１４ ”　　　ＦＩ０１８

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）医用超音波撮像装置におけるＢ像表示段階で、 Ａ）音響技術的に見て妨害となる不均一性を有する検査
   対象物が標準焦点合わせを有する超音波ビームにより走
   査され、また Ｂ）検査対象物から反射されたエコー信号が所与の能動
   的アパーチュアおよび標準焦点合わせを有する超音波ア
   レーにより受信され、その後に処理され、また最後にＢ
   像表示装置に表示される方法において、 ａ）先ず適応段階で検査対象物の１つの断面が焦点合わ
   せされた超音波送信ビームにより走査され、また不均一
   性に起因する妨害作用が検査対象物から反射されたエコ
   ー信号から測定され、 ｂ）この適応段階で測定値から超音波アレーの素変換器
   からの信号の遅延時間に対する補正値が標準焦点合わせ
   に対して導き出され、 ｃ）続くＢ像表示段階でこの断面のすべてのリアルタイ
   ム検査時間の間、放射の際および（または）受信の際に
   超音波アレーの能動的アパーチュアの遅延時間が補正値
   に関係して変更され、それにより妨害作用が補償される ことを特徴とする医用超音波撮像装置におけるＢ像表示
   方法。 ２）補正値が超音波アレーの素変換器からの電気的受信
   信号の相互相関から導き出されることを特徴とする特許
   請求の範囲第１項記載の方法。 ３）相互相関を形成するためにそれぞれ２つの直接に隣
   接する素変換器（Ｗ１、Ｗ２、・・・）または２つの隣
   接する素変換器群の信号が利用されることを特徴とする
   特許請求の範囲第２項記載の方法。 ４）それぞれ均一な検査対象物に対して当てはまる期待
   値に対する相関関数（Ｑ（τ））の極大（Ｍ）の時間ず
   れ（Δτ＿Ｍ）から、超音波アレー（４；１０１）のす
   ぐ前に置かれている検査対象物の検査区間のなかの音速
   分布に相応する伝播時間差分布が求められ、またこの分
   布からすべての断面の走査の後に測定値が得られ、また
   補正値が導き出されることを特徴とする特許請求の範囲
   第２項または第３項記載の方法。 ５）補正値が平均化の後に求められることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項ないし第４項のいずれか１項に記
   載の方法。 ６）超音波アレー（４；１０１）が適応段階で走査平面
   をわずかなに揺動させる目的で傾けられることを特徴と
   する特許請求の範囲第５項記載の方法。 ７）素変換器（Ｗ１、Ｗ２、・・・）のエコー信号から
   アライニングの方法に従って焦点合わせに対する補正値
   が得られ、またこれらの補正値が続いて平均化されるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第５項または第６項記載
   の方法。 ８）適応段階で得られた焦点合わせに対する補正値が適
   応段階の後続の送信ステップで使用される（反復法）こ
   とを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第７項のい
   ずれか１項に記載の方法。 ９）適応段階で所与の相関関数に関してエコー信号相互
   間の相関を求める相関器（１１５）が設けられているこ
   とを特徴とする医用超音波撮像装置におけるＢ像表示装
   置。 １０）相関器（１１５）に個々の素変換器（Ｗ１、Ｗ２
   、・・・）のエコー信号（ｕ１、ｕ２）が与えられてい
   ることを特徴とする特許請求の範囲第９項記載の装置。 １１）相関器（１１５）が自由プログラム可能な計算機
   （１３４）の構成部分であることを特徴とする特許請求
   の範囲第９項または第１０項記載の装置。 １２）相関器（１１５）の後に相関関数（Ｑ（τ））の
   極大（Ｍ）の位置を探索するための装置（１１６）が接
   続されていることを特徴とする特許請求の範囲第９項な
   いし第１１項のいずれか１項に記載の装置。 １３）極大位置探索装置（１１６）の後に加算のための
   装置（１１７）が接続されていることを特徴とする特許
   請求の範囲第１２項記載の装置。 １４）加算装置（１１７）の後にアライニングのための
   回路（１１８）が接続されていることを特徴とする特許
   請求の範囲第１３項記載の装置。 １５）加算装置（１１７）の後に平均直線（ＡＧ）の形
   成または差形成のための回路（１５０）または高域通過
   フィルタ（１５４）が接続されていることを特徴とする
   特許請求の範囲第１３項記載の装置。 １６）相関器（１１５）の後に平均化装置（１１９；１
   ５２）が接続されていることを特徴とする特許請求の範
   囲第９項ないし第１５項のいずれか１項に記載の装置。 １７）受信焦点を形成するための遅延装置（１１１）に
   、遅延時間が相関器（１１５）により定められている１
   つの別の遅延装置（１２７ないし１３１）が対応付けら
   れていることを特徴とする特許請求の範囲第９項ないし
   第１６項のいずれか１項に記載の装置。 １８）送信焦点を形成するための遅延装置（１１４）に
   、遅延時間が相関器（１１５）により定められている別
   の遅延装置（１０５ないし１１５）が対応付けられてい
   ることを特徴とする特許請求の範囲第９項ないし第１７
   項のいずれか１項に記載の装置。 １９）適応段階の継続時間を定め得るスイッチ（１６０
   ）が設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第
   ９項ないし第１８項のいずれか１項に記載の装置。 ２０）相関のためのエコー信号が取り出される深さ範囲
   （ｚ３ないしｚ４）を選択するための装置（１１４）が
   設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第９項
   ないし第１９項のいずれか１項に記載の装置。