JPS637782B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は被検体の所望部位を画像表示する超音
波診断装置、特に画像表示の際に画像にコントラ
ストをつけて特定の部分を強調表示することので
きる超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は被検体に超音波を放射し、被
検体から反射された超音波エコー信号を受信し、
受信したエコー信号を画像信号に変換して画像表
示をするものであるが、従来の超音波診断装置は
その受信特性が線形であり、ダイナミツクレンジ
が狭く、これに対して、被検体からの超音波エコ
ー信号のダイナミツクレンジは100dB以上に及ぶ
ので、従来の受信特性が線形である超音波診断装
置では、波形がクリツプされ歪んだ画像信号とな
り、明瞭な画像が得られないという欠点を有して
おり、的確な診断が行えなかつた。

この問題を解決するために、エコー信号の大き
さに応じてエコー信号の受信感度を段階的に変化
させる感度断層方式の超音波診断装置が提案され
た。しかしながら、この感度断層方式の超音波診
断装置は操作の煩雑性や、以下に述べる対数増幅
器の導入に伴い、最近では余り使用されなくなつ
てきている。

そこでエコー信号の受信感度を対数的に変化さ
せる対数増幅器を備えた超音波診断装置が提案さ
れ、この超音波診断装置によれば、エコー信号の
ダイナミツクレンジを広くとることが可能で画質
の良い画像表示を行うことができ、この結果、現
在では対数増幅器を備えた超音波診断装置が一般
である。

しかしながら、エコー信号の受信感度特性が対
数曲線である超音波診断装置は微弱な超音波エコ
ー信号の強度差の判別表示が困難であり、かつ微
細な超音波エコー信号の強度差を定量的に把握で
きないという欠点があつた。

これら欠点を解消するために、受信感度が対数
曲線であり、かつＳ字形増幅器を備えた眼科用Ａ
モード超音波診断装置がK.C.Ossoinig等により提
案されている。

第１図には、Ｓ字形増幅器の利得特性が示さ
れ、横軸はＳ字形増幅器への入力電圧を示し、縦
軸はＳ字形増幅器の出力電圧を示している。

第２図には、線形増幅器の利得特性（図中１０
０にて示されている）と、Ｓ字形増幅器の利得特
性（図中２００にて示されている）と、対数増幅
器の利得特性（（図中３００にて示されている）
とが示されており、縦軸は各増幅器の出力電圧を
示し、横軸は各増幅器の入力電圧を対数目盛にて
示している。

したがつて、Ｓ字形増幅器を備えた超音波診断
装置によれば、対数増幅器のみを備えた診断装置
の欠点をある程度解消することができるが、骨あ
るいは胆石と異なり臓器等（例えば肝臓）のよう
に探触子により受信されるエコー信号に各生体組
織間のレベル差が余りない場合には、前述した対
数増幅特性では表示部において明瞭な画像を得る
ことが難しいという欠点を有しており、この欠点
をを解消するために、以下に述べる改良されたＳ
字形増幅器を備えた超音波診断装置が提案されて
いる。

この改良された超音波診断装置は利得をプログ
ラミングすることのできるＳ字形増幅器を有する
ものであり、以下図面に基づいて従来の改良され
たＳ字形増幅器を備えた超音波診断装置について
説明する。

第３図には、従来の改良されたＳ字形増幅器を
備えて超音波診断装置のブロツク図が示されてい
る。

探触子１０により受信された超音波エコー信号
は探触子１０により電気的信号に変換され、画像
信号発生回路１２に受信エコー信号として供給さ
れている。画像信号発生回路１２は対数増幅器１
４と検波回路１６と含み、受信エコー信号は対数
増幅器１４を介して検波回路１６に供給され、画
像信号に変換される。

画像信号発生回路１２より出力される画像信号
は、Ｓ字形増幅器１８に供給され、Ｓ字形増幅器
１８の増幅出力は表示部２０に供給されている。
なお表示部２０の前段にはスイツチ２０ａが設け
られ、表示部２０にはＳ字形増幅器１８の出力と
画像信号発生回路１２の出力とが切換制御されて
入力されている。

探触子１０からの受信エコー信号は画像信号発
生回路１２において対数増幅器１４により対数増
幅され、検波回路１６により検波され画像信号に
変換され、Ｓ字形増幅器１８によりＳ字増幅され
た後、表示部２０に供給され、表示部２０におい
て被検体の画像表示が行われている。

第４図には、Ｓ字形増幅器の原理を示す回路図
が示され、トランジスタ２２のベースに画像信号
が供給されており、トランジスタ２２は抵抗２４
によりエミツタ接地され、コレクタに接続された
負荷抵抗２５には電源から電圧が供給されてお
り、トランジスタ２２のコレクタからはトランジ
スタ２２の増幅出力が外部に取り出されている。
そしてエミツタ抵抗２４にはダイオード２６（２
６―１，２６―２，２６―３……）と抵抗２８
（２８―１，２８―２，２８―３……）と直流電
源３０（３０―１，３０―２，３０―３……）と
が直列接続された基準電圧発生器が複数個並列接
続されて構成される基準電圧発生回路３２が並列
に接続されている。

第４図に示すように、エミツタ接地されたトラ
ンジスタ２２の増幅率はエミツタに接続された抵
抗の抵抗値により決定され、エミツタに接続され
た抵抗の抵抗値が大きいときにはトランジスタ２
２の増幅率が小さくなり、この逆にエミツタに接
続された抵抗の抵抗値が小さいときにはトランジ
スタ２の増幅率が大きくなる。

トランジスタ２２のベースに供給された画像信
号が小さい場合には、エミツタ抵抗２４の両端電
圧（図中Ve）が直流電源３０―１より小さいの
でダイオード２６―１は導通しておらず、エミツ
タに接続された抵抗はエミツタ抵抗２４のみであ
り、トランジスタ２２の増幅率が小さい。

次にトランジスタ２２のベースに供給された画
像信号が大きくなつてくると、エミツタ抵抗２４
の両端電圧Veが直流電源３０―１の電圧より大
きくなり、ダイオード２６―１が導通してエミツ
タには抵抗２４と抵抗２８―１とが並列接続され
たこととなり、抵抗２４と抵抗２８―１との合成
抵抗値が抵抗２４の抵抗値より小さい値となるの
で、トランジスタ２２の増幅率が高められる。

このようにして、トランジスタ２２のベースに
供給される画像信号が大きくなつていくと、ダイ
オード２６―１，２６―２，２６―３……は順次
導通していくので、これとともにトランジスタ２
２の増幅率が増加していく。この状態を示したの
が第５図および第６図であり、直流電源３０―
１，３０―２，３０―３……の電圧を所定の値に
設定することにより所望の増幅率特性が得られる
ことが理解される。なお第５図、第６図におい
て、縦軸はトランジスタ２２のコレクタ出力電圧
を示し、横軸はトランジスタ２２のベースに入力
する画像信号の電圧を示しており、各図中３０―
１，３０―２，３０―３は第１図の直流電源３０
―１，３０―２，３０―３のそれぞれの電圧を示
している。

したがつて、直流電源３０―１，３０―２，３
０―３……の電圧を所定の値に設定することによ
り、Ｓ字形の非直線増幅特性を示す増幅器を構成
することができ、かつ所望の利得範囲で利得制御
することができる。

上述した改良されたＳ字形増幅器１８を有する
超音波診断装置では、エコー信号の強度差が小さ
い場合例えば肝臓を画像表示する場合には、直流
電源３０―１，３０―２，３０―３……の基準電
圧を制御することにより、Ｓ字形増幅器１８の利
得制御を行い、表示部において明瞭な画像を得る
ことが可能となる。

したがつて、以上説明したＳ字形増幅器は画像
信号を一部分強調して画像信号にコントラストを
つける、いわゆる対比強調機能を有する。

しかしながら、上記Ｓ字形増幅器を備えた超音
波診断装置では、特に腫瘍のような生体組織の画
像表示を行う場合には、探触子によつて得られた
受信エコー信号のレベル差は数dB以下となるの
で、対比強調すなわちコントラスト・エンフアシ
スしても、表示部において診断の際に十分な分解
能を有する画像を得ることができないという欠点
を有していた。以下その理由について説明する。

第４図において使用されているダイオード２６
の特性図が第７図に示されており、縦軸はダイオ
ード２６に流れる電流を示し、横軸はダイオード
２６の両端に加わる電圧を示している。

ダイオード２６は第７図の特性図に示すよう
に、非直線特性を示すものであり、特に微小な信
号時においてはその程度が著しく、また非直線の
特性であるために、映像信号の電圧の大きさによ
りダイオード２６の内部抵抗の大幅なバラツキが
生じてしまう。そしてダイオード２６の順方向障
壁電圧は0.6Vと大きく、半導体のため個々のダ
イオード２６の特性のバラツキが大きいので、直
流電源３０―１，３０―２，３０―３……の基準
電圧の最小値がダイオード２６の特性に依存して
しまい、各基準電圧の設定が非常に難しくなる。
更にダイオードは特に順方向の電圧―電流特性が
温度に依存（第７図において２〜3mV／C゜の割
合で特性曲線が左にずれていく）し、トランジス
タ２２のエミツタに接続されているため、トラン
ジスタ２２のコレクタに増幅された形でダイオー
ド２６の特性変化が現われ、何らかの対策が必要
となる。しかし探触子からの受信エコー信号が数
ＭHzもの高周波であることを考えれば、複雑な回
路構成とすることは困難である。

したがつて、以上説明したように、第４図の改
良されたＳ字形増幅器では、特にエコー信号が小
レベルの範囲では増幅度を精密に制御することが
できず、従来の超音波診断装置では、腫瘍の病状
変化の状態等を分解能良く画像表示できないとい
う欠点があつた。

本発明は上記従来の課題に鑑みなされたもの
で、その目的は探触子からの受信エコー信号のレ
ベル差が極く小さな場合であつても、分解能の高
い画像表示を行うことのできる、すなわち特に腫
瘍の病状の変化の状態を明瞭に画像表示すること
のできる超音波診断装置を提供することにある。

本発明は被検体からの超音波エコー信号を受信
する探触子と、該探触子で得られた受信エコー信
号を画像信号に変換する画像信号発生回路と、前
記画像信号に基づいて被検体の画像表示を行う表
示部と、を有する超音波診断装置において、前記
画像信号のレベルによつて強調度を変えた非線形
増幅を行うため各レベルでの増幅強調度を設定す
る設定器（例えばスライドボリユーム）と、この
設定器で設定された強調度に対応して各レベルの
信号を増幅出力するための各基準電圧を発生させ
る基準電圧発生回路と、前記画像信号発生回路の
画像信号がそれぞれの一方の比較入力に供給され
前記基準電圧発生回路の各基準電圧がそれぞれの
他方の比較入力に供給される複数の比較器を有す
る比較回路と、該比較回路の各比較器の比較出力
を加算しこれを映像信号として出力する加算器
と、を含む対比強調回路を備えたことを特徴とす
る。

以下図面に基づいて本発明の好適な画像を説明
する。

第８図には、本発明に係る超音波診断装置の対
比強調回路が示されており、映像信号がプリアン
プ３４に供給され、プリアンプ３４にて電圧増幅
された映像信号がｎ個の比較器３６―１，３６―
２，３６―３……３６―ｎの一方の比較入力に並
列に供給されており、ｎ個の比較器３６―１，３
６―２，３６―３……３６―ｎから比較回路３６
が構成されている。比較回路の各比較器の他方の
比較入力には基準電圧発生回路３８を構成する基
準電圧発生回路３８―１，３８―２，３８―３…
…３８―ｎのそれぞれから基準電圧（V₁，V₂，
V₃…V_o）が供給されている。各比較器３６―１，
３６―２，３６―３……３６―ｎから比較出力は
加算器４０に供給されており、加算器４０から対
比強調された映像信号が出力される。なお基準電
圧発生回器３８―１，３８―２，３８―３……３
８―ｎの基準電圧V₁，V₂，V₃……V_oは第９図の
ような操作パネルに設けられたスライドボリユー
ム（増幅強調度を設定する設定器）４２―１，４
２―２，４２―３……４２―ｎにより所定の電圧
に設定することができるようになつている。

映像信号ががプリアンプ３４により増幅され
て、比較器３６―１，３６―２，３６―３……３
６―ｎの一方の入力に供給され、基準電圧発生器
３８―１，３８―２，３８―３……３８―ｎから
所定の値に設定された基準電圧V₁，V₂，V₃……
V_oが比較器３６―１，３６―２，３６―３……
３６―ｎの他方の入力に供給され、各比較器３６
―１，３６―２，３６―３……３６―ｎにより比
較される。各比較器３６―１，３６―２，３６―
３……３６―ｎは、前記各基準電圧より高い画像
信号レベルが入力されると信号を出力するので、
画像信号のレベルより低い基準電圧を設定した比
較器３６のみが信号を出力することになり、この
結果、これらの比較器３６の出力は加算器４０に
より加算されて、アナログ変換された加算出力が
対比強調された映像信号として外部に取り出され
る。

したがつて、本対比強調回路により、第９図に
示されるように操作パネル面のスライドボリユー
ム４２をＳ字状に位置決めすればＳ字形増幅器を
構成することができ、第１０図には、このＳ字形
増幅器の特性図が示されている。第１０図におい
て、縦軸はプリアンプ３４の出力電圧を示し、横
軸は加算器４０の加算出力電圧を示し、横軸の
V₁，V₂，V₃……V_oは基準電圧発生器３８―１，
３８―２，３８―３……３８―ｎの基準電圧を示
している。また第１１図、第１２図、第１３図に
示すように、直線、対数曲線、指数曲線の増幅特
性を示す増幅器も、第９図の操作パネル面のスラ
イドボリユーム、を前記第１１図から第１３図に
示すような直線、対数曲線あるいは指数曲線に位
置決めして、基準電圧発生器３６―１，３６―
２，３６―３……３６―ｎの基準電圧V₁，V₂，
V₃……V_oの値を所定の値に設定することにより
任意に得ることができる。

例えば、第１２図の対数曲線に増幅特性を合わ
せる場合には、中レベルの画像信号に対応する各
基準電圧を下げるようにスライドボリユームを位
置決め・設定することとなり、この場合には中レ
ベルの画像信号に対して動作する比較器３６の数
が多くなることになる。従つて、加算器４０で加
算された映像信号は、第１２図に示されるよう
に、中レベルにおいてその増幅度が強調された信
号となる。

なお、所望の増幅特性の曲線にスライドボリユ
ームを位置決めした後に、最も良好な画像となる
ようにスライドボリユームを更に微調整すること
が好適である。

以上説明した対比強調回路によれば、映像信号
のレベルが非常に小さい場合においても、精度良
く安定した増幅制御を行うことが可能であり、特
に腫瘍組織からのエコー信号のようにレベル差の
微小な場合であつても、部分的に強調してコント
ラストをつけることにより、表示部において診断
に十分な分解能をもつて表示することができる。
したがつて、本対比強調回路を有する超音波診断
装置によれば、微小なエコー信号の強度差を判別
し、エコー信号の強度差を定量的に把握すること
ができ、きわめて確度の高い診断を下すことがで
きる利点を有する。

なお以上説明した対比強調回路を用いれば、大
幅な利得制御をすることが可能であり、第３図の
従来例において用いられている対数増幅器は必ず
しも必要とするものではない。したがつて、微小
レベルのエコー信号から高レベルのエコー信号ま
でを増幅できるので、第３図において用いられる
スイツチ２０ａを必ずしも必要としない。また第
９図において示した操作パネルを用いれば、視察
により定量的なエコー信号の強度差を判別するこ
とができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＳ字形増幅器の増幅特性図、第２図は
直線増幅器、Ｓ字形増幅器および対数増幅器の増
幅特性図、第３図は従来の超音波診断装置のブロ
ツク図、第４図は従来の改良されたＳ字形増幅器
の回路図、第５図および第６図は第４図に示す増
幅器の増幅特性図、第７図はダイオードの電圧―
電流特性図、第８図は本発明に係る超音波診断装
置の対比強調回路を示す回路図、第９図はスライ
ドボリユームの操作パネル面を示す図、第１０
図、第１１図、第１２図および第１３図は本発明
に係る超音波診断装置の対比強調回路の増幅特性
図である。 ３６…比較回路、３８…基準電圧発生回路、４
０…加算器、４２…スライドボリユーム。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 被検体からの超音波エコー信号を受信する探
   触子と、該探触子で得られた受信エコー信号を画
   像信号に変換する画像信号発生回路と、前記画像
   信号に基づいて被検体の画像表示を行う表示部
   と、を有する超音波診断装置において、前記画像
   信号のレベルによつて強調度を変えた非線形増幅
   を行うため各レベルでの増幅強調度を設定する設
   定器と、この設定器で設定された強調度に対応し
   て各レベルの信号を増幅出力するための各基準電
   圧を発生させる基準電圧発生回路と、前記画像信
   号発生回路の画像信号がそれぞれの一方の比較入
   力に供給され前記基準電圧発生回路の各基準電圧
   がそれぞれの他方の比較入力に供給される複数の
   比較器を有する比較回路と、該比較回路の各比較
   器の比較出力を加算しこれを映像信号として出力
   する加算器と、を含む対比強調回路を備えたこと
   を特徴とする超音波診断装置。 ２ 特許請求の範囲１記載の装置において、前記
   設定器は基準電圧発生器の出力電圧を調整するた
   めの直線スライドボリユームとしたことを特徴と
   する超音波診断装置。