JPH06125908A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH06125908A JPH06125908A JP4280197A JP28019792A JPH06125908A JP H06125908 A JPH06125908 A JP H06125908A JP 4280197 A JP4280197 A JP 4280197A JP 28019792 A JP28019792 A JP 28019792A JP H06125908 A JPH06125908 A JP H06125908A
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- reception
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- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
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- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
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- Physics & Mathematics (AREA)
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- Remote Sensing (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 被検体内での多重反射に起因するアーチファ
クトの少ない超音波画像が得られる超音波診断装置を提
供する。 【構成】 超音波プローブ５をＮチャネルの送信用遅延
回路２−１〜２−Ｎと駆動回路３−１〜３−Ｎにより電
子スイッチ４を介して駆動することにより所定方向に送
信ビームを形成すると共に、電子スイッチ４およびＮ′
チャネルの受信用遅延回路６−１〜６−Ｎ′により送信
ビームと交差する方向に受信ビームを形成して、送受信
ビームの交差領域からの反射波を受信し、その反射波信
号を加算器７で合成して対数増幅器８、包絡線検波回路
９で対数圧縮、検波した後、Ａ／Ｄ変換器１０および画
像メモリ１１を経てテレビフォーマットの信号とし、Ｔ
Ｖモニタ１２上で超音波断層像として表示する。
クトの少ない超音波画像が得られる超音波診断装置を提
供する。 【構成】 超音波プローブ５をＮチャネルの送信用遅延
回路２−１〜２−Ｎと駆動回路３−１〜３−Ｎにより電
子スイッチ４を介して駆動することにより所定方向に送
信ビームを形成すると共に、電子スイッチ４およびＮ′
チャネルの受信用遅延回路６−１〜６−Ｎ′により送信
ビームと交差する方向に受信ビームを形成して、送受信
ビームの交差領域からの反射波を受信し、その反射波信
号を加算器７で合成して対数増幅器８、包絡線検波回路
９で対数圧縮、検波した後、Ａ／Ｄ変換器１０および画
像メモリ１１を経てテレビフォーマットの信号とし、Ｔ
Ｖモニタ１２上で超音波断層像として表示する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、超音波を用いて被検
体内の断層像を表示する超音波診断装置に係り、特に被
検体体内での超音波の多重反射による画質劣化を改善し
て高分解能化を図った超音波診断装置に関する。
体内の断層像を表示する超音波診断装置に係り、特に被
検体体内での超音波の多重反射による画質劣化を改善し
て高分解能化を図った超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波パルスを生体内に放射し、各組織
からの超音波の反射波信号を検出して生体情報を得る超
音波診断法は、超音波断層法と超音波ドップラ法という
２つの技術の開発により近年急速な進歩を遂げた。今日
最も普及している電子走査型超音波診断装置は、アレイ
型超音波プローブを用い、これを電子的に高速で制御し
て体内を走査することによって断層像のリアルタイム表
示を可能としている。
からの超音波の反射波信号を検出して生体情報を得る超
音波診断法は、超音波断層法と超音波ドップラ法という
２つの技術の開発により近年急速な進歩を遂げた。今日
最も普及している電子走査型超音波診断装置は、アレイ
型超音波プローブを用い、これを電子的に高速で制御し
て体内を走査することによって断層像のリアルタイム表
示を可能としている。
【０００３】今日臨床に用いられている超音波診断装置
は、レーダやソーナと同様、パルス反射法を採用してい
る。これは上述したように超音波パルスを体内に放射
し、被検体（生体）中から得られる反射波を検出して生
体情報を得る手法であり、基本的には反射波の信号強度
と、超音波パルスの放射から反射波の受信までに要した
時間とから断層像の画像を構成する。この場合、一回の
超音波パルスの放射に対して、反射は一回のみ起こると
の仮定の下に画像化がなされている。
は、レーダやソーナと同様、パルス反射法を採用してい
る。これは上述したように超音波パルスを体内に放射
し、被検体（生体）中から得られる反射波を検出して生
体情報を得る手法であり、基本的には反射波の信号強度
と、超音波パルスの放射から反射波の受信までに要した
時間とから断層像の画像を構成する。この場合、一回の
超音波パルスの放射に対して、反射は一回のみ起こると
の仮定の下に画像化がなされている。
【０００４】しかしながら、実際には生体内ではいわゆ
る多重反射が絶えず発生しており、観測部位によっては
これが無視できないことがある。特に、体表近傍に層構
造で構成される組織と超音波プローブとの間、あるいは
体内組織間での多重反射は、超音波画像内にアーチファ
クト（虚像）として現れ、診断を行う上で大きな障害と
なることが多い。この問題を図２を用いて説明する。
る多重反射が絶えず発生しており、観測部位によっては
これが無視できないことがある。特に、体表近傍に層構
造で構成される組織と超音波プローブとの間、あるいは
体内組織間での多重反射は、超音波画像内にアーチファ
クト（虚像）として現れ、診断を行う上で大きな障害と
なることが多い。この問題を図２を用いて説明する。
【０００５】今、図２（ａ）に示すように生体内におい
て、超音波プローブを構成する振動子から距離ｙの位置
に、振動子表面とほぼ平行な層構造、つまり体内組織の
境界面が存在すると仮定する。この層構造と振動子の表
面との間で起こる２回目の多重反射が振動子で受信され
る時刻は、４ｙ／ｃ（但し、ｃは媒質中の音速）とな
る。一方、振動子から距離２ｙの位置にある反射体から
の反射波が受信される時刻も４ｙ／ｃとなり、層構造か
らの２回目の多重反射波が受信される時刻と同時刻にな
る。
て、超音波プローブを構成する振動子から距離ｙの位置
に、振動子表面とほぼ平行な層構造、つまり体内組織の
境界面が存在すると仮定する。この層構造と振動子の表
面との間で起こる２回目の多重反射が振動子で受信され
る時刻は、４ｙ／ｃ（但し、ｃは媒質中の音速）とな
る。一方、振動子から距離２ｙの位置にある反射体から
の反射波が受信される時刻も４ｙ／ｃとなり、層構造か
らの２回目の多重反射波が受信される時刻と同時刻にな
る。
【０００６】ここで、従来の超音波診断装置では、超音
波パルスの送信方向と反射波の受信方向は一致している
ため、同時刻に受信される２つの反射波は分離すること
ができない。従って、図２（ａ）において層構造からの
２回目の多重反射波は、反射体を示す本来の画像の上に
アーチファクトとして重ねて表示されてしまう。
波パルスの送信方向と反射波の受信方向は一致している
ため、同時刻に受信される２つの反射波は分離すること
ができない。従って、図２（ａ）において層構造からの
２回目の多重反射波は、反射体を示す本来の画像の上に
アーチファクトとして重ねて表示されてしまう。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】上述したように、従来
の超音波診断装置では、特に体表近傍に層構造で構成さ
れる組織と超音波プローブの間や体内組織間での多重反
射が超音波画像内でアーチファクトとして発生し、診断
上、大きな障害となることが多いという問題があった。
の超音波診断装置では、特に体表近傍に層構造で構成さ
れる組織と超音波プローブの間や体内組織間での多重反
射が超音波画像内でアーチファクトとして発生し、診断
上、大きな障害となることが多いという問題があった。
【０００８】本発明は、超音波プローブと被検体内組織
との間や、被検体内組織間の多重反射に起因するアーチ
ファクトの少ない良好な超音波画像が得られる超音波診
断装置を提供することを目的とする。
との間や、被検体内組織間の多重反射に起因するアーチ
ファクトの少ない良好な超音波画像が得られる超音波診
断装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
め、本発明は送信ビームと受信ビームの方向を異なら
せ、双方のビームが交差する部分からの反射波を受信
し、この反射波の信号に基づいて画像化を行って超音波
断層像を得るようにしたものである。
め、本発明は送信ビームと受信ビームの方向を異なら
せ、双方のビームが交差する部分からの反射波を受信
し、この反射波の信号に基づいて画像化を行って超音波
断層像を得るようにしたものである。
【００１０】すなわち、本発明に係る超音波診断装置
は、超音波を送受信するための超音波プローブと、この
超音波プローブを所定方向に送信ビームが形成されるよ
うに駆動する駆動手段と、送信ビームと交差する方向に
受信ビームを形成して、これら送信ビームと受信ビーム
との交差領域からの超音波の反射波信号を超音波プロー
ブを介して受信する受信手段と、この受信手段により受
信された反射波信号を画像として表示する表示手段とを
備えたことを特徴とする。
は、超音波を送受信するための超音波プローブと、この
超音波プローブを所定方向に送信ビームが形成されるよ
うに駆動する駆動手段と、送信ビームと交差する方向に
受信ビームを形成して、これら送信ビームと受信ビーム
との交差領域からの超音波の反射波信号を超音波プロー
ブを介して受信する受信手段と、この受信手段により受
信された反射波信号を画像として表示する表示手段とを
備えたことを特徴とする。
【００１１】より具体的には、超音波プローブは複数個
の振動子を配列して構成され、また送信手段および受信
手段は超音波の送信に使用される振動子群の配列方向中
心位置と反射波の受信に使用される振動子群の配列方向
中心位置を異ならせて、送信ビームおよび受信ビームを
互いに異なる方向に形成する。
の振動子を配列して構成され、また送信手段および受信
手段は超音波の送信に使用される振動子群の配列方向中
心位置と反射波の受信に使用される振動子群の配列方向
中心位置を異ならせて、送信ビームおよび受信ビームを
互いに異なる方向に形成する。
【００１２】また、本発明の一つの態様によると、受信
手段は被検体の種々の深さ位置の反射波信号を取得する
ために、受信ビームの集束点を送信ビームのほぼ中心軸
上を順次移動させながら反射波信号を受信する。ここ
で、超音波プローブが複数個の振動子を配列して構成さ
れる場合、受信手段は反射波信号の受信に使用される振
動子群の数を順次変化させるか、あるいは反射波信号の
受信に使用される振動子群の配列方向中心位置を順次ず
らせつつ、受信ビームの集束点を送信ビームのほぼ中心
軸上を順次移動させることが望ましい。
手段は被検体の種々の深さ位置の反射波信号を取得する
ために、受信ビームの集束点を送信ビームのほぼ中心軸
上を順次移動させながら反射波信号を受信する。ここ
で、超音波プローブが複数個の振動子を配列して構成さ
れる場合、受信手段は反射波信号の受信に使用される振
動子群の数を順次変化させるか、あるいは反射波信号の
受信に使用される振動子群の配列方向中心位置を順次ず
らせつつ、受信ビームの集束点を送信ビームのほぼ中心
軸上を順次移動させることが望ましい。
【００１３】
【作用】このように本発明では、送信ビームと受信ビー
ムの方向を異ならせ、これら送受信ビームの交差領域か
らの反射波を受信して超音波断層像の画像化を行う。こ
のようにすると、被検体内からの多重反射波の受信時刻
が本来の反射波の受信時刻が同じであっても、多重反射
の発生している領域は送受信ビームの交差領域から外れ
るため、多重反射波に対する受信感度は弱まる。
ムの方向を異ならせ、これら送受信ビームの交差領域か
らの反射波を受信して超音波断層像の画像化を行う。こ
のようにすると、被検体内からの多重反射波の受信時刻
が本来の反射波の受信時刻が同じであっても、多重反射
の発生している領域は送受信ビームの交差領域から外れ
るため、多重反射波に対する受信感度は弱まる。
【００１４】言い換えれば、被検体内の多重反射波の受
信時刻が本来の反射波の受信時刻が同じとすると、その
多重反射は送受信ビームの交差領域より浅い位置にある
層構造で生じていることになるため、多重反射波は交差
領域に存在する反射体からの反射波を受信するように設
定された受信ビームでは、ほとんど検出されないことに
なる。従って、多重反射による超音波断層像内でのアー
チファクトは大幅に低減する。
信時刻が本来の反射波の受信時刻が同じとすると、その
多重反射は送受信ビームの交差領域より浅い位置にある
層構造で生じていることになるため、多重反射波は交差
領域に存在する反射体からの反射波を受信するように設
定された受信ビームでは、ほとんど検出されないことに
なる。従って、多重反射による超音波断層像内でのアー
チファクトは大幅に低減する。
【００１５】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。まず、実施例の構成を説明する前に、図２を用い
て本発明の原理について述べる。
する。まず、実施例の構成を説明する前に、図２を用い
て本発明の原理について述べる。
【００１６】図２（ａ）（ｂ）に示すように、振動子か
ら距離ｙの位置に、振動子表面とほぼ平行な層構造、す
なわち被検体である生体の体内組織の境界面が存在する
と仮定する。この層構造と振動子の表面との間で起こる
２回目の多重反射による反射波が振動子で受信される時
刻は４ｙ／ｃであり、振動子から距離２ｙの位置にある
反射体からの反射波が受信される時刻も、これと同時刻
になる。
ら距離ｙの位置に、振動子表面とほぼ平行な層構造、す
なわち被検体である生体の体内組織の境界面が存在する
と仮定する。この層構造と振動子の表面との間で起こる
２回目の多重反射による反射波が振動子で受信される時
刻は４ｙ／ｃであり、振動子から距離２ｙの位置にある
反射体からの反射波が受信される時刻も、これと同時刻
になる。
【００１７】従来の超音波診断装置では、超音波パルス
の送信方向と反射波の受信方向が一致している。すなわ
ち、図２（ａ）に示すように送信時の超音波ビーム（送
信ビーム）を形成するための送信口径と、受信時の超音
波ビーム（受信ビーム）を形成するための受信口径が同
一位置にある。従って、生体内の反射体で１回だけ反射
された本来の反射波と多重反射波とが超音波プローブの
同じ位置で受信されることになるため、これら２つの反
射波が同一時刻に受信されると両者は分離できず、多重
反射波が本来の反射体の画像上にアーチファクトとして
現れるという問題があることは、前述の通りである。
の送信方向と反射波の受信方向が一致している。すなわ
ち、図２（ａ）に示すように送信時の超音波ビーム（送
信ビーム）を形成するための送信口径と、受信時の超音
波ビーム（受信ビーム）を形成するための受信口径が同
一位置にある。従って、生体内の反射体で１回だけ反射
された本来の反射波と多重反射波とが超音波プローブの
同じ位置で受信されることになるため、これら２つの反
射波が同一時刻に受信されると両者は分離できず、多重
反射波が本来の反射体の画像上にアーチファクトとして
現れるという問題があることは、前述の通りである。
【００１８】これに対して、本発明においては図２
（ｂ）に示すように送信口径と受信口径が設定される。
すなわち、送信口径を形成する送信用振動子群の配列方
向中心はｘ１に設定され、受信口径を形成する受信用振
動子群の配列方向中心は送信用振動子群の配列方向中心
ｘ１より距離Δｘ離れた位置ｘ２に設定される。そし
て、まず送信用振動子群から生体の深さ方向（矢印Ｙ方
向）に向けて超音波パルスが放射され、生体内組織から
の反射波が受信用振動子群により受信される。ここで、
例えば深さ２ｙの位置にある反射体からの反射波を受信
する場合には、Ｙ方向に対して角度θ（以下、受信ビー
ム偏向角という）の方向に受信の指向性、すなわち受信
ビームを持つ。この時、振動子から受信ビームの集束点
までの距離（以下、受信ビーム集束距離という）Ｆは２
ｙに設定されており、受信ビーム偏向角θ、受信ビーム
集束距離Ｆ、および送信用振動子群の中心と受信用振動
子群の中心間の間隔Δｘの間には、次の関係式が成り立
つ。 ｔａｎθ＝Δｘ／Ｆ
（ｂ）に示すように送信口径と受信口径が設定される。
すなわち、送信口径を形成する送信用振動子群の配列方
向中心はｘ１に設定され、受信口径を形成する受信用振
動子群の配列方向中心は送信用振動子群の配列方向中心
ｘ１より距離Δｘ離れた位置ｘ２に設定される。そし
て、まず送信用振動子群から生体の深さ方向（矢印Ｙ方
向）に向けて超音波パルスが放射され、生体内組織から
の反射波が受信用振動子群により受信される。ここで、
例えば深さ２ｙの位置にある反射体からの反射波を受信
する場合には、Ｙ方向に対して角度θ（以下、受信ビー
ム偏向角という）の方向に受信の指向性、すなわち受信
ビームを持つ。この時、振動子から受信ビームの集束点
までの距離（以下、受信ビーム集束距離という）Ｆは２
ｙに設定されており、受信ビーム偏向角θ、受信ビーム
集束距離Ｆ、および送信用振動子群の中心と受信用振動
子群の中心間の間隔Δｘの間には、次の関係式が成り立
つ。 ｔａｎθ＝Δｘ／Ｆ
【００１９】この場合には、送信ビームと受信ビームの
交差領域からの反射波が主として受信されるため、本来
の反射波（深さ２ｙにある反射体からの反射波）は受信
されるが、これと受信時刻がほぼ等しい深さｙの位置の
層構造によって生じる多重反射波は、この多重反射波の
発生する領域が送受信ビームの交差領域内に無いため
に、ほとんど受信されない。従って、多重反射によるア
ーチファクトの無い良質な超音波断層像を得ることが可
能となる。
交差領域からの反射波が主として受信されるため、本来
の反射波（深さ２ｙにある反射体からの反射波）は受信
されるが、これと受信時刻がほぼ等しい深さｙの位置の
層構造によって生じる多重反射波は、この多重反射波の
発生する領域が送受信ビームの交差領域内に無いため
に、ほとんど受信されない。従って、多重反射によるア
ーチファクトの無い良質な超音波断層像を得ることが可
能となる。
【００２０】なお、図２（ｂ）における送信口径の中心
と受信口径の中心間間隔は、操作者（観測者）によって
適当に設定されることが望ましい。何故ならば、この間
隔が小さ過ぎる場合は多重反射低減効果が少なく、また
大き過ぎると受信感度が低下するからである。以下、本
発明をリニア電子走査型超音波診断装置に適用した実施
例について述べる。図１に、本発明の一実施例による超
音波診断装置のブロック図を示す。
と受信口径の中心間間隔は、操作者（観測者）によって
適当に設定されることが望ましい。何故ならば、この間
隔が小さ過ぎる場合は多重反射低減効果が少なく、また
大き過ぎると受信感度が低下するからである。以下、本
発明をリニア電子走査型超音波診断装置に適用した実施
例について述べる。図１に、本発明の一実施例による超
音波診断装置のブロック図を示す。
【００２１】図１において、超音波プローブ５はＭ個の
振動子５−１〜５−Ｍを一次元に配列して構成されたア
レイ型プローブである。送信時には、まずパルス発生器
１から超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパ
ルスが出力される。レートパルスはＮチャンネルの送信
用遅延回路２−１〜２−Ｎに送られ、ここで送信ビーム
集束距離を決定する遅延時間が与えられた後、Ｎチャン
ネルの駆動回路３−１〜３−Ｎに供給される。駆動回路
３−１〜３−Ｎは、振動子５−１〜５−Ｎを駆動して超
音波を発生させるための駆動パルスを生成する。駆動パ
ルスのタイミングは、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎの
出力によって決定される。
振動子５−１〜５−Ｍを一次元に配列して構成されたア
レイ型プローブである。送信時には、まずパルス発生器
１から超音波パルスの繰り返し周期を決定するレートパ
ルスが出力される。レートパルスはＮチャンネルの送信
用遅延回路２−１〜２−Ｎに送られ、ここで送信ビーム
集束距離を決定する遅延時間が与えられた後、Ｎチャン
ネルの駆動回路３−１〜３−Ｎに供給される。駆動回路
３−１〜３−Ｎは、振動子５−１〜５−Ｎを駆動して超
音波を発生させるための駆動パルスを生成する。駆動パ
ルスのタイミングは、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎの
出力によって決定される。
【００２２】駆動回路３−１〜３−Ｎから出力される駆
動パルスは、電子スイッチ４によってＭ本の振動子５−
１〜５−Ｍのうち送信時に使用するＮ本の振動子（基本
的には隣接したＮ本の振動子）に選択供給される。これ
によりＮ本の振動子が駆動され、超音波プローブ５から
超音波パルスがビーム状に図示しない生体内に向けて放
射される。
動パルスは、電子スイッチ４によってＭ本の振動子５−
１〜５−Ｍのうち送信時に使用するＮ本の振動子（基本
的には隣接したＮ本の振動子）に選択供給される。これ
によりＮ本の振動子が駆動され、超音波プローブ５から
超音波パルスがビーム状に図示しない生体内に向けて放
射される。
【００２３】超音波プローブ５から生体内に放射された
超音波パルスは、生体内で反射され、その反射波が超音
波プローブ５によって受信される。但し、この反射波の
受信時には、選択使用される振動子群の中心が送信時に
使用した振動子群の中心とは異なるように、受信に使用
される振動子が電子スイッチ４によって選択される。す
なわち、電子スイッチ４によって選択された振動子群で
受信された反射波のみが反射波信号として電子スイッチ
４から取り出される。この時、一般には受信時に使用す
る振動子の本数Ｎ′は、送信時に使用した振動子の本数
Ｎとは異ならせるものとする。このようにして、図２
（ｂ）に示したような振動子の選択が電子スイッチ４に
おいて実行される。
超音波パルスは、生体内で反射され、その反射波が超音
波プローブ５によって受信される。但し、この反射波の
受信時には、選択使用される振動子群の中心が送信時に
使用した振動子群の中心とは異なるように、受信に使用
される振動子が電子スイッチ４によって選択される。す
なわち、電子スイッチ４によって選択された振動子群で
受信された反射波のみが反射波信号として電子スイッチ
４から取り出される。この時、一般には受信時に使用す
る振動子の本数Ｎ′は、送信時に使用した振動子の本数
Ｎとは異ならせるものとする。このようにして、図２
（ｂ）に示したような振動子の選択が電子スイッチ４に
おいて実行される。
【００２４】受信時において、電子スイッチ４を介して
取り出されたＮ′本の振動子からの反射波信号は、Ｎ′
チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′にそれぞれ送
られ、図２（ｂ）に示した受信ビーム集束距離（Ｆ）を
決定する遅延時間と、受信ビーム偏向角θを与えるため
の遅延時間が同時に与えられる。この場合、生体内の種
々の深さの反射体からの反射波を受信するために、受信
ビーム偏向角θは受信時刻と共に時々刻々と変化するよ
うに制御される。
取り出されたＮ′本の振動子からの反射波信号は、Ｎ′
チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′にそれぞれ送
られ、図２（ｂ）に示した受信ビーム集束距離（Ｆ）を
決定する遅延時間と、受信ビーム偏向角θを与えるため
の遅延時間が同時に与えられる。この場合、生体内の種
々の深さの反射体からの反射波を受信するために、受信
ビーム偏向角θは受信時刻と共に時々刻々と変化するよ
うに制御される。
【００２５】受信用遅延回路６−１〜６−Ｎ′の出力信
号は、加算器７に送られて加算合成される。加算器７の
出力信号は、対数増幅器８で対数圧縮され、さらに包絡
線検波回路９により検波された後、Ａ／Ｄ変換器１０に
よりディジタル信号に変換されて、画像メモリ１１に一
旦ストアされる。画像メモリ１１にストアされた信号は
テレビフォーマットで出力され、テレビモニタ１２にて
超音波画像、すなわちＢモード断層像として表示され
る。
号は、加算器７に送られて加算合成される。加算器７の
出力信号は、対数増幅器８で対数圧縮され、さらに包絡
線検波回路９により検波された後、Ａ／Ｄ変換器１０に
よりディジタル信号に変換されて、画像メモリ１１に一
旦ストアされる。画像メモリ１１にストアされた信号は
テレビフォーマットで出力され、テレビモニタ１２にて
超音波画像、すなわちＢモード断層像として表示され
る。
【００２６】一方、加算器７の出力信号は血流イメージ
ングを行うためドップラ信号計測ユニットにも入力され
る。このドップラ信号計測ユニットの初段には、ミキサ
１５−１，１５−２とローパスフィルタ（ＬＰＦ）１６
−１，１６−２からなる２つの直交位相検波回路が設け
られる。すなわち、加算器７の出力信号はまずミキサ１
５−１，１５−２の一方の入力に与えられる。ミキサ１
５−１の他方の入力には、基準信号発生器１３からの所
定の周波数（ｆｏ）の連続波信号が直接与えられ、ミキ
サ１５−２の他方の入力には、基準信号発生器１３から
の出力信号を移相器１４により９０°位相シフトした信
号が与えられる。ミキサ１５−１，１５−２の出力に
は、各々の入力に与えられる２つの信号の和および差の
周波数成分の信号が現れる。ローパスフィルタ１６−
１，１６−２では、ミキサ１５−１，１５−２の出力信
号から和の周波数成分が除去され、差の周波数成分のみ
が抽出される。こうして直交位相検波が行われる。
ングを行うためドップラ信号計測ユニットにも入力され
る。このドップラ信号計測ユニットの初段には、ミキサ
１５−１，１５−２とローパスフィルタ（ＬＰＦ）１６
−１，１６−２からなる２つの直交位相検波回路が設け
られる。すなわち、加算器７の出力信号はまずミキサ１
５−１，１５−２の一方の入力に与えられる。ミキサ１
５−１の他方の入力には、基準信号発生器１３からの所
定の周波数（ｆｏ）の連続波信号が直接与えられ、ミキ
サ１５−２の他方の入力には、基準信号発生器１３から
の出力信号を移相器１４により９０°位相シフトした信
号が与えられる。ミキサ１５−１，１５−２の出力に
は、各々の入力に与えられる２つの信号の和および差の
周波数成分の信号が現れる。ローパスフィルタ１６−
１，１６−２では、ミキサ１５−１，１５−２の出力信
号から和の周波数成分が除去され、差の周波数成分のみ
が抽出される。こうして直交位相検波が行われる。
【００２７】直交位相検波された信号は、Ａ／Ｄ変換器
１７−１，１７−２でディジタル信号に変換された後、
一旦メモリ１８−１，１８−２にストアされる。ドップ
ラ信号を算出するためには、生体内の同一部位を連続的
に走査し、その都度得られる複数の信号を用いる必要が
ある。そこで、これら複数の信号をメモリ１８−１，１
８−２に一旦記憶させ、所定のデータ数が揃った時点で
スペクトル分析器１９によってドップラ信号の周波数分
析が行われる。超音波血流イメージング法において表示
される物理量は、スペクトルの中心（すなわち血流速度
の平均値）とスペクトルの分散値（すなわち流速の乱れ
の状態）であり、これらの計算がスペクトル分析器１９
にて実施される。このスペクトル分析器１９で算出され
た値は、画像メモリ１１に一旦記憶され、テレビモニタ
１２において例えば前記断層像上にカラー表示される。
１７−１，１７−２でディジタル信号に変換された後、
一旦メモリ１８−１，１８−２にストアされる。ドップ
ラ信号を算出するためには、生体内の同一部位を連続的
に走査し、その都度得られる複数の信号を用いる必要が
ある。そこで、これら複数の信号をメモリ１８−１，１
８−２に一旦記憶させ、所定のデータ数が揃った時点で
スペクトル分析器１９によってドップラ信号の周波数分
析が行われる。超音波血流イメージング法において表示
される物理量は、スペクトルの中心（すなわち血流速度
の平均値）とスペクトルの分散値（すなわち流速の乱れ
の状態）であり、これらの計算がスペクトル分析器１９
にて実施される。このスペクトル分析器１９で算出され
た値は、画像メモリ１１に一旦記憶され、テレビモニタ
１２において例えば前記断層像上にカラー表示される。
【００２８】リニア電子走査型超音波診断装置やコンベ
ックス走査型超音波診断装置では、前述のような送受信
ビームの関係を保ったまま、パルス発生器１から出力さ
れるレートパルスのタイミングに同期して、振動子が１
本分ずつシフトして選択される。
ックス走査型超音波診断装置では、前述のような送受信
ビームの関係を保ったまま、パルス発生器１から出力さ
れるレートパルスのタイミングに同期して、振動子が１
本分ずつシフトして選択される。
【００２９】図９に、比較例として従来の超音波診断装
置のブロック図を示す。図１と対応する部分に同一符号
を付して簡単に説明すると、この従来の超音波診断装置
は、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎおよび駆動回路３−
１〜３−Ｎのチャネル数と、受信用遅延回路６−１〜６
−Ｎのチャネル数を共にＮとしている。そして、超音波
プローブ５の送信時に使用する振動子群と受信時に使用
する振動子群が共通となるように電子スイッチ４によっ
て超音波プローブ５を切換え制御する構成となってい
る。従って、この超音波診断装置では図２（ａ）に示し
たように送信ビームと受信ビームが同一方向に形成され
るため、前述したように多重反射によるアーチファクト
が生じ、超音波断層像の画質を劣化させていた。
置のブロック図を示す。図１と対応する部分に同一符号
を付して簡単に説明すると、この従来の超音波診断装置
は、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎおよび駆動回路３−
１〜３−Ｎのチャネル数と、受信用遅延回路６−１〜６
−Ｎのチャネル数を共にＮとしている。そして、超音波
プローブ５の送信時に使用する振動子群と受信時に使用
する振動子群が共通となるように電子スイッチ４によっ
て超音波プローブ５を切換え制御する構成となってい
る。従って、この超音波診断装置では図２（ａ）に示し
たように送信ビームと受信ビームが同一方向に形成され
るため、前述したように多重反射によるアーチファクト
が生じ、超音波断層像の画質を劣化させていた。
【００３０】次に、本実施例におけるリニア走査方法を
図３および図４を用いて詳しく説明する。Ｍ個の振動子
５−１〜５−Ｍにより構成されるアレイ形超音波プロー
ブ５を用い、例えばｎ〜ｎ＋ｋ番目の振動子を送信用振
動子群Ｔとして、またｎ′〜ｎ′＋ｋ′番目の振動子を
受信用振動子群Ｒとしてそれぞれ使用する場合について
述べる。そして、送信用振動子群Ｔによって形成される
送信ビームの中心軸を、例えば画像のピクセルサイズ
（ΔＹ）に相当する距離で軸方向に細分化する。ここで
は便宜上、Δｙ１〜Δｙ４のピクセルについて説明す
る。
図３および図４を用いて詳しく説明する。Ｍ個の振動子
５−１〜５−Ｍにより構成されるアレイ形超音波プロー
ブ５を用い、例えばｎ〜ｎ＋ｋ番目の振動子を送信用振
動子群Ｔとして、またｎ′〜ｎ′＋ｋ′番目の振動子を
受信用振動子群Ｒとしてそれぞれ使用する場合について
述べる。そして、送信用振動子群Ｔによって形成される
送信ビームの中心軸を、例えば画像のピクセルサイズ
（ΔＹ）に相当する距離で軸方向に細分化する。ここで
は便宜上、Δｙ１〜Δｙ４のピクセルについて説明す
る。
【００３１】まず、受信時においてピクセルΔｙ１から
の反射波信号を受信するために受信用振動子群Ｒによる
受信ビームをθ１方向に電子的に偏向させ、かつΔｙ１
に受信ビームを集束させる。受信ビーム方向の電子的偏
向および集束は、図１の受信用遅延回路６−１〜６−
Ｎ′により各振動子の受信信号に所定の遅延時間を与え
ることによって実現できることは、既に一般によく知ら
れているため、詳細な説明は省略する。
の反射波信号を受信するために受信用振動子群Ｒによる
受信ビームをθ１方向に電子的に偏向させ、かつΔｙ１
に受信ビームを集束させる。受信ビーム方向の電子的偏
向および集束は、図１の受信用遅延回路６−１〜６−
Ｎ′により各振動子の受信信号に所定の遅延時間を与え
ることによって実現できることは、既に一般によく知ら
れているため、詳細な説明は省略する。
【００３２】次に、ピクセルΔｙ２からΔｙ４に順次受
信ビームの集束点が移動するように遅延時間を連続的に
制御する。このようにして、送信用振動子群Ｔと受信用
振動子群Ｒとによって一回の走査が完了する。
信ビームの集束点が移動するように遅延時間を連続的に
制御する。このようにして、送信用振動子群Ｔと受信用
振動子群Ｒとによって一回の走査が完了する。
【００３３】次に、図４に破線で示すｎ＋１〜ｎ＋ｋ＋
１番目の送信用振動子群Ｔ′とｎ′＋１〜ｎ′＋ｋ′＋
１番目の受信用振動子群Ｒ′とによって、振動子一本分
だけシフトさせた走査が同様な方法に従って行われる。
以下、同様に振動子一本分ずつずらせて送信用振動子群
と受信用振動子群を設定して同様の走査を行う。
１番目の送信用振動子群Ｔ′とｎ′＋１〜ｎ′＋ｋ′＋
１番目の受信用振動子群Ｒ′とによって、振動子一本分
だけシフトさせた走査が同様な方法に従って行われる。
以下、同様に振動子一本分ずつずらせて送信用振動子群
と受信用振動子群を設定して同様の走査を行う。
【００３４】なお、図３においては、一回の走査におけ
る送信用振動子群Ｔ（例えばｎ〜ｎ＋ｋ番目の振動子）
と受信用振動子群Ｒ（例えばｎ′〜ｎ′＋ｋ番目の振動
子）が完全に分離しているが、その必要は必ずしもな
く、一部の振動子を送信と受信の両方に用いても差し支
えない。
る送信用振動子群Ｔ（例えばｎ〜ｎ＋ｋ番目の振動子）
と受信用振動子群Ｒ（例えばｎ′〜ｎ′＋ｋ番目の振動
子）が完全に分離しているが、その必要は必ずしもな
く、一部の振動子を送信と受信の両方に用いても差し支
えない。
【００３５】一方、セクタ電子走査型超音波診断装置で
は、レートパルスの発生毎に送受信用振動子群の位置を
シフトさせる必要はなくなるが、送信用振動子群の中心
位置と受信用振動子群群の中心位置を離し、送信ビーム
と受信ビームの交差した領域からの反射波信号を受信し
て画像化することには変わりない。一般に、セクタ走査
用の超音波プローブでは、配列される振動子数はあまり
多くなく、またある程度の分解能（ここでは方位分解
能）を得るためには、送信および受信に使用される振動
子数を少なくすることは不可能である。このため、セク
タ電子走査型超音波診断装置では、前述のように送信用
振動子群と受信用振動子群はその一部を重ねる方法が望
ましい。
は、レートパルスの発生毎に送受信用振動子群の位置を
シフトさせる必要はなくなるが、送信用振動子群の中心
位置と受信用振動子群群の中心位置を離し、送信ビーム
と受信ビームの交差した領域からの反射波信号を受信し
て画像化することには変わりない。一般に、セクタ走査
用の超音波プローブでは、配列される振動子数はあまり
多くなく、またある程度の分解能（ここでは方位分解
能）を得るためには、送信および受信に使用される振動
子数を少なくすることは不可能である。このため、セク
タ電子走査型超音波診断装置では、前述のように送信用
振動子群と受信用振動子群はその一部を重ねる方法が望
ましい。
【００３６】いずれにしても本発明では送信用振動子群
の中心位置と受信用振動子群の中心位置が異なっていれ
ばよく、送信用振動子群と受信用振動子群の位置が重複
しているか否かは特に制約されない。次に、本発明にお
ける走査法の他の実施例について、図６〜図８を用いて
説明する。
の中心位置と受信用振動子群の中心位置が異なっていれ
ばよく、送信用振動子群と受信用振動子群の位置が重複
しているか否かは特に制約されない。次に、本発明にお
ける走査法の他の実施例について、図６〜図８を用いて
説明する。
【００３７】図３に示した走査法では、例えばピクセル
Δｙ１のように浅い部位からの反射波を受信する場合、
受信ビームの偏向角θ１が大きくなるため、受信ビーム
にサイドローブが発生し易くなり、サイドローブに起因
するアーチファクトが発生する可能性がある。図５およ
び図６は、この点を改善した走査法を示したものであ
る。
Δｙ１のように浅い部位からの反射波を受信する場合、
受信ビームの偏向角θ１が大きくなるため、受信ビーム
にサイドローブが発生し易くなり、サイドローブに起因
するアーチファクトが発生する可能性がある。図５およ
び図６は、この点を改善した走査法を示したものであ
る。
【００３８】図５に示す走査法は、受信口径つまり受信
用振動子群の本数を可変とした、いわゆる可変口径法を
適用したものである。すなわち、可変口径法によれば受
信ビーム集束点を受信時刻と共にΔｙ１，Δｙ２，…と
深部に移動させることによって、受信ビーム偏向角をθ
１，θ２，…と次第に小さくし、それに伴って受信用振
動子群Ｒ１，Ｒ２，…の本数を時間と共に増加させて受
信口径を大きくする。このような受信ビーム集束点と受
信口径の制御は、図１における電子スイッチ４と、Ｎ′
チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′によって行わ
れる。
用振動子群の本数を可変とした、いわゆる可変口径法を
適用したものである。すなわち、可変口径法によれば受
信ビーム集束点を受信時刻と共にΔｙ１，Δｙ２，…と
深部に移動させることによって、受信ビーム偏向角をθ
１，θ２，…と次第に小さくし、それに伴って受信用振
動子群Ｒ１，Ｒ２，…の本数を時間と共に増加させて受
信口径を大きくする。このような受信ビーム集束点と受
信口径の制御は、図１における電子スイッチ４と、Ｎ′
チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′によって行わ
れる。
【００３９】このように可変口径法を適用し、受信ビー
ム偏向角が大きくなるほど受信口径を大きくすることに
よって、受信ビームにサイドローブが発生しにくくな
り、サイドローブによる超音波断層像の画質劣化を避け
ることができる。
ム偏向角が大きくなるほど受信口径を大きくすることに
よって、受信ビームにサイドローブが発生しにくくな
り、サイドローブによる超音波断層像の画質劣化を避け
ることができる。
【００４０】図６に示す走査法は、受信口径は一定とし
たまま、受信ビーム集束点を受信時刻と共にΔｙ１，Δ
ｙ２，…と深部に移動させると共に、受信用振動子群Ｒ
１，Ｒ２，…の配列方向中心位置を送信用超音波振動子
群Ｔから順次遠ざけることによって、受信ビーム偏向角
をほぼ一定（θ）に保つようにしたものである。このよ
うな受信ビーム集束点と受信用振動子群Ｒ１，Ｒ２，…
の配列方向中心位置の制御は、図１における電子スイッ
チ４と、Ｎ′チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′
によって行われる。
たまま、受信ビーム集束点を受信時刻と共にΔｙ１，Δ
ｙ２，…と深部に移動させると共に、受信用振動子群Ｒ
１，Ｒ２，…の配列方向中心位置を送信用超音波振動子
群Ｔから順次遠ざけることによって、受信ビーム偏向角
をほぼ一定（θ）に保つようにしたものである。このよ
うな受信ビーム集束点と受信用振動子群Ｒ１，Ｒ２，…
の配列方向中心位置の制御は、図１における電子スイッ
チ４と、Ｎ′チャネルの受信遅延回路６−１〜６−Ｎ′
によって行われる。
【００４１】この図６に示す走査法によれば、受信ビー
ム偏向角をほぼ一定に保つことができるため、この受信
ビーム偏向角を余り大きくならないように設定すること
によって、受信ビームにおけるサイドローブの発生を抑
制し、超音波断層像の画質劣化を避けることができる。
なお、図５と図６の走査法を組み合わせて実施すること
も可能である。
ム偏向角をほぼ一定に保つことができるため、この受信
ビーム偏向角を余り大きくならないように設定すること
によって、受信ビームにおけるサイドローブの発生を抑
制し、超音波断層像の画質劣化を避けることができる。
なお、図５と図６の走査法を組み合わせて実施すること
も可能である。
【００４２】以上説明した図３〜図６に示した走査法で
は、ある所定の位置（深さ）からの反射波を受信するの
に１組の振動子群を用いたが、２組またはそれ以上の振
動子群を用いてもよい。
は、ある所定の位置（深さ）からの反射波を受信するの
に１組の振動子群を用いたが、２組またはそれ以上の振
動子群を用いてもよい。
【００４３】図７に示す走査法は、送信用振動子群Ｔの
左右に受信用振動子群Ｒａ，Ｒｂを設定し、これらの受
信用振動子群Ｒａ，Ｒｂによって所定の深さの部位から
の反射波を同時に受信するか、あるいは超音波の送信を
２回にして、受信用振動子群Ｒａ，Ｒｂで反射波を時間
をずらして受信し、それらの受信した反射波信号を検波
した後、加算合成するようにしたものである。
左右に受信用振動子群Ｒａ，Ｒｂを設定し、これらの受
信用振動子群Ｒａ，Ｒｂによって所定の深さの部位から
の反射波を同時に受信するか、あるいは超音波の送信を
２回にして、受信用振動子群Ｒａ，Ｒｂで反射波を時間
をずらして受信し、それらの受信した反射波信号を検波
した後、加算合成するようにしたものである。
【００４４】受信用振動子群Ｒａ，Ｒｂからの反射波信
号を同時に受信するには、受信回路が２倍必要になるた
め回路が複雑になり、また時間をずらして受信して加算
合成するには片方の検波信号を一旦記憶する記憶回路が
必要となり、しかも一枚の断層像を得るのに要する時間
が２倍となってリアルタイム性が低下する。しかし、こ
の２方向以上の受信ビームで得られた反射波信号の加算
を行うと、Ｓ／Ｎが改善されるばかりでなく、超音波の
干渉によって生ずる干渉パターン（スペックルノイズ）
が低減できるという効果が得られる。
号を同時に受信するには、受信回路が２倍必要になるた
め回路が複雑になり、また時間をずらして受信して加算
合成するには片方の検波信号を一旦記憶する記憶回路が
必要となり、しかも一枚の断層像を得るのに要する時間
が２倍となってリアルタイム性が低下する。しかし、こ
の２方向以上の受信ビームで得られた反射波信号の加算
を行うと、Ｓ／Ｎが改善されるばかりでなく、超音波の
干渉によって生ずる干渉パターン（スペックルノイズ）
が低減できるという効果が得られる。
【００４５】ところで、図３〜図７に示した走査法で
は、反射波を送信ビームの中心軸に沿って順次得ると共
に、それに伴って受信ビーム偏向角を受信時刻と共に極
めて細かく変化させる必要がある。厳密には、超音波画
像のピクセル単位で受信ビーム偏向角を変化させなくて
はならない。このような受信用ビーム偏向角の細かな制
御を実現するためには、受信用遅延回路をディジタル化
することが望ましい。
は、反射波を送信ビームの中心軸に沿って順次得ると共
に、それに伴って受信ビーム偏向角を受信時刻と共に極
めて細かく変化させる必要がある。厳密には、超音波画
像のピクセル単位で受信ビーム偏向角を変化させなくて
はならない。このような受信用ビーム偏向角の細かな制
御を実現するためには、受信用遅延回路をディジタル化
することが望ましい。
【００４６】図８に、受信用遅延回路を含めて受信回路
系をディジタル化した本発明の他の実施例によるリニア
電子走査型超音波診断装置のブロック図を示す。但し、
ここでの説明は超音波断層像を表示する場合についての
みとし、血流イメージングに関する構成と機能について
は、従来とほぼ同様であるため、説明を省略する。
系をディジタル化した本発明の他の実施例によるリニア
電子走査型超音波診断装置のブロック図を示す。但し、
ここでの説明は超音波断層像を表示する場合についての
みとし、血流イメージングに関する構成と機能について
は、従来とほぼ同様であるため、説明を省略する。
【００４７】図８に示す超音波診断装置の基本構成はア
レイ型超音波プローブ５、送信ユニット、ディジタル受
信ユニット、Ｂモード画像処理回路、血流計測ユニット
４６および映像ユニットから構成される。
レイ型超音波プローブ５、送信ユニット、ディジタル受
信ユニット、Ｂモード画像処理回路、血流計測ユニット
４６および映像ユニットから構成される。
【００４８】アレイ型超音波プローブ５と、パルス発生
器１、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎおよび駆動回路３
−１〜３−Ｎからなる送信ユニットは、図１に示した実
施例と同様であるため説明を省略する。ディジタル受信
ユニットは、プリアンプ４０−１〜４０−Ｎ′と、Ａ／
Ｄ変換器４１−１〜４１−Ｎ′と、受信遅延回路の機能
をもつＲＡＭ（あるいはシフトレジスタ）４２−１〜４
２−Ｎ′およびアダー回路４３から構成される。プリア
ンプ４０〜４０−Ｎ′は、アレイ型超音波プローブ５ら
おける各振動子５−１〜５−Ｎ′からの反射波信号を適
当なレベルまで増幅し、Ａ／Ｄ変換器４１−１〜４１−
Ｎ′はプリアンプ４０−１〜４０−Ｎ′の出力をディジ
タル化する。
器１、送信用遅延回路２−１〜２−Ｎおよび駆動回路３
−１〜３−Ｎからなる送信ユニットは、図１に示した実
施例と同様であるため説明を省略する。ディジタル受信
ユニットは、プリアンプ４０−１〜４０−Ｎ′と、Ａ／
Ｄ変換器４１−１〜４１−Ｎ′と、受信遅延回路の機能
をもつＲＡＭ（あるいはシフトレジスタ）４２−１〜４
２−Ｎ′およびアダー回路４３から構成される。プリア
ンプ４０〜４０−Ｎ′は、アレイ型超音波プローブ５ら
おける各振動子５−１〜５−Ｎ′からの反射波信号を適
当なレベルまで増幅し、Ａ／Ｄ変換器４１−１〜４１−
Ｎ′はプリアンプ４０−１〜４０−Ｎ′の出力をディジ
タル化する。
【００４９】受信遅延回路となるＲＡＭ（ランダム・ア
クセス・メモリ）４２−１〜４２−Ｎ′は、Ａ／Ｄ変換
器４１−１〜４１−Ｎ′からの信号を一時ストアした
後、所定時間遅延して出力される。アダー回路４３は遅
延制御後の各チャンネルの反射波信号をディジタル加算
し、Ｂモード画像処理回路に送る。
クセス・メモリ）４２−１〜４２−Ｎ′は、Ａ／Ｄ変換
器４１−１〜４１−Ｎ′からの信号を一時ストアした
後、所定時間遅延して出力される。アダー回路４３は遅
延制御後の各チャンネルの反射波信号をディジタル加算
し、Ｂモード画像処理回路に送る。
【００５０】Ｂモード画像処理回路は、絶対値回路およ
びローパスフィルタからなる包絡線検波回路４４と、Ｒ
ＯＭ（リード・オンリ・メモリ）からなる対数変換テー
ブル４５とからなる。包絡線検波回路４４はアダー回路
４３の出力信号の包絡線を検出し、対数変換テーブル
（ＲＯＭ）４５は包絡線検波回路４４の出力振幅を対数
変換する。このＢモード処理回路で得られた信号は、映
像ユニットの画像メモリ１１にストアされ、ＴＶモニタ
１２で表示される。血流計測ユニット４６は、従来と同
様であるため説明を省略する。
びローパスフィルタからなる包絡線検波回路４４と、Ｒ
ＯＭ（リード・オンリ・メモリ）からなる対数変換テー
ブル４５とからなる。包絡線検波回路４４はアダー回路
４３の出力信号の包絡線を検出し、対数変換テーブル
（ＲＯＭ）４５は包絡線検波回路４４の出力振幅を対数
変換する。このＢモード処理回路で得られた信号は、映
像ユニットの画像メモリ１１にストアされ、ＴＶモニタ
１２で表示される。血流計測ユニット４６は、従来と同
様であるため説明を省略する。
【００５１】なお、以上の実施例では、リニア電子走査
型超音波診断装置について説明したが、近年、腹部診断
に広く用いられるようになってきたコンベックス走査型
超音波診断装置においても、全く同様の構成によって多
重反射を低減させることが可能である。一方、セクタ電
子走査型超音波診断装置式においては、振動子のスイッ
チングの代わりに送信ビーム方向の偏向が行われるの
で、送信ビームの中心位置と受信ビームの中心をずらせ
ることによって可能となる。
型超音波診断装置について説明したが、近年、腹部診断
に広く用いられるようになってきたコンベックス走査型
超音波診断装置においても、全く同様の構成によって多
重反射を低減させることが可能である。一方、セクタ電
子走査型超音波診断装置式においては、振動子のスイッ
チングの代わりに送信ビーム方向の偏向が行われるの
で、送信ビームの中心位置と受信ビームの中心をずらせ
ることによって可能となる。
【００５２】また、実施例ではリニア走査方式やコンベ
ックス走査方式での送信ビームの方向を振動子面に対し
て垂直方向にしたが、これに限定されるものではなく、
例えばセクタ方式のように振動子面に対して所定の角度
をもって送信ビームを形成しても差し支えない。
ックス走査方式での送信ビームの方向を振動子面に対し
て垂直方向にしたが、これに限定されるものではなく、
例えばセクタ方式のように振動子面に対して所定の角度
をもって送信ビームを形成しても差し支えない。
【００５３】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば送
信ビームと受信ビームの方向を異ならせ、両ビームの交
差領域からの反射波を受信して超音波画像を表示するこ
とによって、被検体内での多重反射により断層像上に発
生するアーチファクトを大幅に低減させることができ
る。これにより、例えば今まで困難とされてきた胆嚢内
ポリープの質的診断などをより正確に行うことが可能と
なる。
信ビームと受信ビームの方向を異ならせ、両ビームの交
差領域からの反射波を受信して超音波画像を表示するこ
とによって、被検体内での多重反射により断層像上に発
生するアーチファクトを大幅に低減させることができ
る。これにより、例えば今まで困難とされてきた胆嚢内
ポリープの質的診断などをより正確に行うことが可能と
なる。
【図１】本発明の一実施例に係るリニア電子走査型超音
波診断装置のブロック図
波診断装置のブロック図
【図２】本発明の原理を説明するための図
【図３】本発明による走査法の一例を示す図
【図４】送信ビームと受信ビームの移動法を示す図
【図５】本発明による走査法の他の例を示す図
【図６】本発明による走査法の他の例を示す図
【図７】本発明による走査法の他の例を示す図
【図８】本発明の他の実施例に係るリニア電子走査型超
音波診断装置のブロック図
音波診断装置のブロック図
【図９】従来の超音波診断装置のブロック図
１…パルス発生器 ２−１〜２−
Ｎ…送信用遅延回路 ３−１〜３−Ｎ…駆動回路 ４…電子スイ
ッチ ５…超音波プローブ ５−１〜５−
Ｎ…振動子 ６−１〜６−Ｎ′…受信用遅延回路 ７…加算器 ８…対数増幅器 ９…検波回路 １０…Ａ／Ｄ変換器 １１…画像メ
モリ １２…ＴＶモニタ １３…基準信
号発生器 １４…移相器 １５−１，１
５−２…ミキサ １６−１，１６−２…ローパスフィルタ １７−１，１
７−２…Ａ／Ｄ変換器 １８−１，１８−２…メモリ １９…スペク
トル分析器 ４０−１，４０−２…プリアンプ ４１−１，４
１−２…Ａ／Ｄ変換器 ４２−１，４２−２…ＲＡＭ ４３…アダー
回路 ４４…検波回路 ４５…ＲＯＭ ４６…血流計測ユニット
Ｎ…送信用遅延回路 ３−１〜３−Ｎ…駆動回路 ４…電子スイ
ッチ ５…超音波プローブ ５−１〜５−
Ｎ…振動子 ６−１〜６−Ｎ′…受信用遅延回路 ７…加算器 ８…対数増幅器 ９…検波回路 １０…Ａ／Ｄ変換器 １１…画像メ
モリ １２…ＴＶモニタ １３…基準信
号発生器 １４…移相器 １５−１，１
５−２…ミキサ １６−１，１６−２…ローパスフィルタ １７−１，１
７−２…Ａ／Ｄ変換器 １８−１，１８−２…メモリ １９…スペク
トル分析器 ４０−１，４０−２…プリアンプ ４１−１，４
１−２…Ａ／Ｄ変換器 ４２−１，４２−２…ＲＡＭ ４３…アダー
回路 ４４…検波回路 ４５…ＲＯＭ ４６…血流計測ユニット
Claims (5)
- 【請求項１】超音波を送受信するための超音波プローブ
と、 この超音波プローブを所定方向に送信ビームが形成され
るように駆動する駆動手段と、 前記送信ビームと交差する方向に受信ビームを形成し
て、送信ビームと受信ビームとの交差領域からの超音波
の反射波信号を前記超音波プローブを介して受信する受
信手段と、 この受信手段により受信された反射波信号を画像として
表示する表示手段とを備えたことを特徴とする超音波診
断装置。 - 【請求項２】前記超音波プローブは複数個の振動子を配
列して構成され、前記送信手段および受信手段は超音波
の送信に使用される振動子群の配列方向中心位置と、前
記反射波信号の受信に使用される振動子群の配列方向中
心位置を異ならせることにより、前記送信ビームおよび
受信ビームを互いに異なる方向に形成することを特徴と
する請求項１記載の超音波診断装置。 - 【請求項３】前記受信手段は前記受信ビームの集束点を
前記送信ビームのほぼ中心軸上を順次移動させながら前
記反射波信号の受信を行うことを特徴とする請求項１ま
たは２記載の超音波診断装置。 - 【請求項４】前記超音波プローブは複数個の振動子を配
列して構成され、前記受信手段は反射波信号の受信に使
用される振動子群の数を順次変化させると共に、前記受
信ビームの集束点を前記送信ビームのほぼ中心軸上を順
次移動させながら前記反射波信号の受信を行うことを特
徴とする請求項１または２記載の超音波診断装置。 - 【請求項５】前記超音波プローブは複数個の振動子を配
列して構成され、前記受信手段は前記反射波信号の受信
に使用される振動子群の配列方向中心位置を順次ずらせ
ると共に、前記受信ビームの集束点を前記送信ビームの
ほぼ中心軸上を順次移動させながら前記反射波信号の受
信を行うことを特徴とする請求項１、２または４記載の
超音波診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4280197A JPH06125908A (ja) | 1992-10-19 | 1992-10-19 | 超音波診断装置 |
| US08/137,269 US5421333A (en) | 1992-10-19 | 1993-10-18 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4280197A JPH06125908A (ja) | 1992-10-19 | 1992-10-19 | 超音波診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06125908A true JPH06125908A (ja) | 1994-05-10 |
Family
ID=17621663
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4280197A Pending JPH06125908A (ja) | 1992-10-19 | 1992-10-19 | 超音波診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
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| US (1) | US5421333A (ja) |
| JP (1) | JPH06125908A (ja) |
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| US12514551B2 (en) | 2020-10-21 | 2026-01-06 | Maui Imaging, Inc. | Systems and methods for tissue characterization using multiple aperture ultrasound |
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1992
- 1992-10-19 JP JP4280197A patent/JPH06125908A/ja active Pending
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1993
- 1993-10-18 US US08/137,269 patent/US5421333A/en not_active Expired - Fee Related
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