JPS6036038A - 超音波診断装置 - 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 本発明は超音波診断装置、特に断層画像を表示する超音
波診断装置に関する。

背景技術 超音波診断装置においては、通常の場合、パルスエコー
法が採用され１、この種の超音波診断装置は被検体中に
超音波パルスビームを送受波する探触子を含み、被検体
からのエコー信号に基づいて断層画像を表示する。すな
わち、パルスエコー法においては、探触子から超音波パ
ルスビームを被検体内に発射し、種々の深をからの反射
波を検出して、その強度を深さの関数としてＣＲＴ上に
表示しており、超音波の反射は被検体中で音響インピー
ダンスの変化する部分で生じるため、パルスエコー法に
よれば、被検体内における臓器等の境界面を画像表示す
ることができる。従って、パルスエコー法によれば、被
検体の形態情′＠ヲ得ることができるが、生体組織の質
的診断を行うことが困’Ａｆであるという問題があった
。

そこで、生体組織の減衰係数全計測し、これを生体組織
の質的診断に利用しようという研究が行われており、こ
の代表的なものとして超計波ＣＴ（Ｃ，ｏｍｐｕｔｅｄ
　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　）が提案されている。この超
音波ＣＴの原理は、多数の異なる方向から被検体内に超
音波を透過させ、これらの透過超晋波強度から再構成演
算を行い、生体組織の減衰係数をめようとするものであ
る。しかしながら、この超音波ＣＴにおい−Ｃは、超音
波の透過波を検出するという原理を用いているため、被
検体内に超音波を透過させにくい物質、例えば骨、空気
等が存在する場合には、生体組織の減衰係数を計測する
ことができないという欠点があった。

発明の目的 本発明は前記従来の課題に鑑みなされたものであり、そ
の目的は、反射エコー信号から被検体の減衰係数を容易
に計測することができる超音波診断装置を提供すること
にある。

発明の構成 前記目的を達成するために、本発明は、被検体に超音波
パルスビームを送受波し被検体からの反射エコー信号に
基づいて断層画像を表示する超音波診断装置において、
反射エコー信号から特定の周波数成分を取り出す帯域通
過フィルタ及び検波回路と、該帯域通過フィルタ及び検
波回路からの信号全対数変換する対数変換器と、該対数
変換器からの信号とこの信号を所定の時間間隔だけ遅延
させた遅延信号との差分全求める減算回路と、を含み、
前記特定の周波数成分に対する超旨波の減饅係倣を計測
することを特徴とする。

実施例 以下、図面に基づいて本発明の好適な実施例を説明する
。

寸ず本発明の原理について説明する。超音波の減衰係数
αは周波数ｒの関数であり、これをα（ｆ）と表わす。

そして、被検体からの反射エコー信号のうち、探触子か
ら遠い部分で反射されたものは、被検体内での伝搬路が
長くなるため、探触子付近からのエコー信号と比較して
超音波の減衰が大きくなる。また減衰係数は、周波数の
関数であるため、超音波の強度が減少するだけでなく、
反射エコー信号のスペクトルも変化することとなる。本
発明は、この性質を利用したものであり、スペクトルの
うち特定の周波数に着目し、その変化から特定周波数に
対する減衰係数を計測するものである。

第１図には、本発明の原理によるブロック回路が示され
ている。

探触子１０は、発振器１２により励振されて超音波パル
スビームを被検体（図示せず）に発射し、被検体からの
反射エコーは、探触子１０により受信される。探触子１
０には、帯域通過フィルタ１４が接続され、該帯域通過
フィルタ１４により、反射エコー信号から特定の周波数
成分を取り出すことができる。なおここで、反射エゴ＝
信号は時刻ｔの関数としてめられ、超音波診断装置に使
用される超音波の周波数帯域においては、音速は周波数
にかかわらず一定であると考えら、１１、この音速１ｃ
で表わすと、反射エコーの発生した位置Ｘと探触子が反
射エコーを検出した時刻ｔとは次の関係を有する。

ｘ＝Ｃｔ／２　・・・（１） 従って、以下の説明においては、被検体内の位置Ｘと時
刻ｔとを同等に取り扱う場合がある。

前記帯域通過フィルタ１４のインパルス応＄ｂ（ｔ）は
、次式で与えられるものとする。

ｈ　（ｔ）　＝　ａ　（ｔ）咋（２πｆ、ｔ　）　＝＝
＝ｊ２）（２）式において、ｆｌは帯域通過フィルタ１
４の中心周波数であり、またａ　（ｔ）　ｌはインパル
ス応答の包絡線を意味する。そして、帯域通過フィルタ
１４は因果性システムであり、 ・（ｔ）−〇（ｔ〈０） 。（、〉、。）°゛′°゛（３） とみなし得るものとする。

帯域通過フィルタ１４０入カとなるべき反射エコー信号
をｐ　（ｔ）で表イノすと、この帯域通過フィルタ１４
の出力信号ｂ（ｔ）は（２）式を用いて次のように表わ
すことができる。

ここで、ｐ（τ）Ｘａ（を−τ）２τについてツー　リ
工変換した結果をＡ（ｆ、ｔ）ｅ”σ・１）と表ゎずと
、ｊｖ（ｆ、ｔ） Ａ（ｆ、ｔ）ｅ　は次のようになる。

従って、（５）式を用いると、（４）式は次のように変
形される。

ｂ　（ｔ）　＝Ａ　（ｒ＋　、ｔ）低（２πｆ、ｊ＋ξ
ＤＩ、ｔ）１　・・・（６）ここで、ξ（ｒ＋、ｔ、）
は位相項である。この（６）式の意味するところ１ｄ次
のようになる。ずなゎぢ、帯域通過フィルタ１４の出力
信号の包絡線Ａ（ｆ、ｔ）は関数ｐ（τ）Ｘａ（を−τ
）のフーリエスペクトルの周波数「１における絶対値と
なり、換言すれば、帯域通過フィルタ１４に接続された
検波回路１６の出力信号Ａ（ｆ＋、ｔ）ｉｄ反射エコー
信号Ｐ（τ）に窓関数ａ（ｔ−τ）を掛けて取り出され
た信号に含°まｈる周波数ｆ、の成分の絶対値を与える
こととなる。

次にＡ（ｆ、、ｔ）すなわち検波回路１６の出力信号に
減衰係数α（［）がどのように関係するかを述へ、Ａ（
ｆｌ、ｔ）から減衰係数α（ｆ）　請求めるための手段
について説明する。

前述したように、減衰係数α（ｆ）は周波数ｆの関数で
あるため、反射エコー信号の波形は反射体の深さに依存
する。そして、被検体内において位置Ｘの反射係１ｋｒ
（ｘ）とすると、この位置Ｘから反射される反射エコー
信号ＰＸ（τ）は次のようになる。

ここで、５（ｆ）は被検体に入射する超音波パルス波形
のフーリエ変換である。この（７）式を用いると、被検
体からの反射エコー信号Ｐ（τ）は次のようにｆ！、Ｚ
）。

次に窓関数ａ（を−τＨｒ−＋８１式にかけて得られる
信号について考える。

第２図には、本発明の原理による各種の波形が示されて
おり、第２図において、横軸は反射エコーを検出した時
刻τ（または被検体内の位置Ｘ）を示し、時刻τと位置
Ｘとは前述したように（１）式の関係がある。

第２図（ａＪにおいては、被検体内の反射係数ｒ（ｘ）
が示され、反射係ｆｉｒ（ｘ）は、被検体内で音響イン
ピーダンスの変化する境界面でのみ存在するため、イン
パルス列で示されている。また第２図（ｂｌにおいては
、（８）式で表わされる反射エコー信号Ｐ（τ）が示さ
れ、第２図ｔｃ）においては、ｋ’、域通過フィルタ１
４のインパルス応答の包絡線ぼ（ｔ−τ）が示されてお
り、更に第２図（ｄ）においては、上記ｔｂｌとｔｄ）
との漬すなわち反射エコー信号Ｐ（τ）に窓関数ａ（を
−τ）を掛けた信号が示さ牙１ている。

纂２図から明らかなように、窓関数ａ（ｔ−τ）が矩形
に近くなるように帯域通過フィルター４を選択すると　
ｌ）　（τ）・ａ（を−τ）は、位置Ｘが凪土ヨ社＜　
Ｘ＜　Ｃｔの範囲にある反射体からの反射２ エコーと近似することができる。すなわち、Ｃｔ となる。この（９）式をτについてフーリエ変換すると
１ 、　Ｓ　Ｌ　ｒ）ｅ−ａｆｆｌ　ｔＣ−２”ｙ”ｅ が・侍られる。

そして、検波回路１６の出力信号は、Ｏｎ式においてｆ
＝ｆ、としたときの値の絶対値となる。従って、 ・・・・（ｌ］Ｊ と表わされる。

検波回路１６には、対数増幅器１８が接続されており、
対数増幅器１８により、検波回路１６からの出力信号は
対数変換される。従って、対；１３！増幅器１８の出力
信号４（ｒ、、ｔ）は上記（１η式を対数変換したもの
となり、 ％（ｆＩ、ｔ）−ｌｎ　Ａ（ｆ、、ｔ）−Ａｎ　ｌ　ｓ
（ｒ、）ｌ−α（ｆ、）ｔＣ十ε（ｔｏ、ｔ、ｆＩ）　
＋・＋　ａａと表わすことができる。ただし、（ロ）式
において、０１）式の積分項の対数をε（ｔＯ＋　ｔ、
　ｒ、　）で表わした。

次に対数増幅器１８からの出力信号とこの出力信号を遅
延時間ｄだけ遅延させた信号との差分を゛　請求めるた
めに、遅延回路２０及び減算回路２２７５玉設けられ、
この減算回路２２の出力Ｇ。（Ｉ、、ｔ）は、Ｇｏ（ｆ
Ｉ、ｔ）−八ｚ（ｒ＋＋ｔ−ｄ）−Ａｇ（［＋、ｔ）−
α（ｆ、）−ｄ、Ｃ−ε（ｔｏ　、ＬＪ＋　＞十ε（ｔ
ｏ、ｔ−ｄ、ｆ、）・・・ＯＪ となる。この０４式により、Ｑ′；４式における５（ｆ
ｌ）全消去することができ、誠痺回路２２からの出力信
号Ｇ。（ｆＩ、ｔ）は、周波数ｆ１における減衰係数α
（ｆｌ）に遅延回路２０の遅延時間ｄと音速Ｃとを掛け
、これに、誤差項として（−ε（ｔｏ、ｔ、Ｌ）＋ε（
ｔｏ、ｔ−ｄ山））が付加されている。

そこで、この誤差項（−ε（ｔｏ、ｔ、ｆＩ）＋ε（ｔ
ｏ、ｔ−ｄ山））すなマつち、ｔ１υ式の積分項に着目
する。積分項における反射係数ｒ　（ｘ十虹）は確率袈
欲とみるべきである。すなわち、被検体内の反射係数ｒ
　（ｘ）は、生体の呼吸性移動、脈はくによる移動、血
流による移動等により変動するため、確定値を待つとは
考えることができない。従って、被検体の統ｉｔ的性質
が遅延時間ｄで示される範囲で均一とみなし得る場合ｆ
ｆ、考えると、ε（ｔｏ、を山）及びε（ｔｔｉ＋　”
−＋　ｆｌ）は同一の期待値μを持つこととなる。そこ
で、誤差項（−ε（ｔｏ、ｔ、ｆＩ）＋６（ｔｏ、ｔ−
ｄ、ｆｌ））の期待値をとると、Ｅ（−ε（ｔＯ＋ｔ＋
”＋）＋ε（ｔｏ、ｔ−ｄ、ｆｌ　））”Ｅｆ−ε（ｔ
ｏ　ｔ　ｆ、ｌ＋Ｅ（ε（ｔｏｔ−ｄ　ｆＩ）１＝−μ
十μ ＝Ｏ となる。すなわち、誤差項（−ε（ｔｏ、ｔ、ｒ＋）＋
ε（ｊｏ。

ｔ−ｄ　、　ｆ、　））　の平均値は０となる。

従って、上記０４式において、両辺の期待値をとると、
すなわち、減算回１ｉ２２からの出力信号の平均値をめ
ると、誤差項（−ε（ｔ、、、ｔＪ、）＋ε（ｔｏ。

”Ｌｆ＋）ｌは０に近づくので、α（ｆｌ）・ｄ−Ｃが
めらｈることか理解をねる。

そこで、減算回路２２からの出力信号全平均化し出力信
号ＧＯ（ｆＩ、ｔ）の平均値をめるために、平均化回路
が設けられており、平均化回路は、加算回路２４、減設
器２６及び遅延回路２８から成る。

なお遅延回路２８の遅延時間は発振器１２０碌り返し周
波数と等しく設定され、また減哀器２６で決する重み全
変えることは、平均回数を変えることに相当する。

以−にのようにして、減算回路２２からの出力信号Ｇ。

（ｆ、　、　ｔ　）の平均値がめられ、また遅延時間ｄ
及び音速Ｖは既知であるので、前記０３式に基づいて減
衰係数α（ｆｌ）をめることができ、これを適宜補正す
ることにより、表示波ｆｔ３０に被検体の周波数ｆ１に
おける減衰係数α（ｆｌ）が表示されることとなる。

なお以上の説明では、量率のために、減衰係数α（ｆｌ
）は被検体内で一定であるとしたが、上記の説明から容
易に埋填されるように、減衰係数α（ｆ）は被検体内全
体にわたって均一である必要がなく、遅延回路２０の遅
延時間ｄの範囲内で減衰係数α（ｆ）が一定であると近
似できればよい。

以上のように、本発明の原理によれば、反射エコー信号
に基づいて被検体の減衰係数を容易にｇ−１測すること
ができ、これにより、被検体内の特定周波数に対する減
衰係数を画像表示することができる。

次に第３図には、本発明の実施例による。超音波診断装
置のブロック回路が示され、第３図のブロック回路にお
いては、２種の特定周（皮に！ｉ、ｒ、、ｒ２に対する
減衰係数α（ｆｌ）、α（ｆ２）乍覇１則することがで
きる。

ずなイクも、第３図ブロック回路においては、帯域通過
フィルタ１４−１．１４−２、検波回路１６−４゜１６
−２、対数増幅器１８−１．１８−２、遅延回路２０−
１．２０−２、減算回路２２−１．２２−２、加コＪｆ
回路２４−１．２４−２、成長６２６−１，２６−２、
及び遅延回路２８−１．２８−２は、特定周波紗ｆ、　
、　ｆ２について、それぞれ、２系統設けらＡ１ており
、これにより、２独の特定周波醜ｒ、　、　ｒ２にメ→
する減衰係数α（ｆｌ）、α（ｆ２）を５１測すること
が可能となる。

寸だ一般に、生体内組織においては、減衰係数α（［）
は周波数に比例し、この周波縁に対する減衰係賎の比例
定数は組織診断に有力なパラメータとなる。そこで、こ
の比例定数をβとすると、比例定数βは、 β−（α（ｆＩ）−α（ｆ２）ｌ　／（ｆｌ−ｆ２　）
　・・・９勺となり、比例定数βを周波数ｆ、　、　ｆ
２及び減衰係数α（ｆｌ）、α（ｆ２）からめることが
できる。

従って、第３図のブロック回路によれば、減尺係数α（
ｆｌ）、α（ｆ２）、比１＋１］定数β及び通常のパル
スエコー画像を表示可能である。見、下、第３図ブロッ
ク回路について詳Ａ１ＨＫ　［明する。

第３図において、発振ｊ指１２がらの送信信号は、駆動
回路３２を介して探触子１ｏに１共給さ、ｈ、探触子１
０は超音波パルスビーム金波検体３４に送波し、被検体
３４からの反射エコーは、探触子１０によって受波され
電気信号に変換される。探１リリミ子１０かもの反射上
１−信−けは、高周波増幅器３６、検波回路３８及びビ
テオ壇輻器４ｏで所定の瑠幅作、用がなされた後、マル
チプレクサ４２を介して表示装置（ＣＲＴ）３０に供給
さ」１、該表示装置ｔ１３０により、通常のＢモードあ
るいはＩＶノモードの断層画像表示が行われる。

なお探触子１０から発射される超音波パルスビームを機
械的にあるいは眠気的に走査するために、走査制呻回路
４４が設けられ、また表示装置３０の掃引制御卸を行う
ために、掃引回路４６が設けられ、掃引回路４６は走食
制ｆｉ１１１回路４４からの走査位置信号１００及び発
振器１２からの同Ｊ４１ｊ信号１［１２に基づいて、表
示装置３０に掃引ｌ・リガ信号１０４を供給する。また
発振器１２からの同期信号１０２は、掃引回路４６の同
期信号として使用されるだけで７ｚ＜、装置各部の同期
信号としても使用される。

実施１タリにおいては、周波数ｆ、　、　ｆ２に対する
減衰係数α（ｆＩ）、α（ｆ２）を計測することを特徴
としており、このために、前記探触子１０からの反射−
Ｌコー信号は、高周波増幅器４８で所定の増幅作用を受
けた後、それぞｈ異なる中心周波数ｆ、　、　ｆ２を有
する帯域通過フィルタ１４−１．１４−２に供給される
。そして、前述した第１図ブロック回路と同様の作用に
より、周波数ｆ、　、　ｆ２に対する減技係Ｏα（ｒ、
　＞　、α（ｆ２）がめられることとなる。

なお反射エコー信号の振幅は、被検体３４内の成長によ
り、時間とともに小さくなっていく。そこで、帯域通過
フィルタ１４−１．１４−２への入力信号の振幅が大き
く変動しないようにするために、高周波増幅器４８の利
得ケ時１司とともに増大する必−安があり、このために
、信号発生器５０が設けられ、該信号発生器５０により
、高周波増幅器４８　を制御することができる。

また対数増幅器１８−１と減帰回路２２−１との間には
減算回路５２−１が設けられ、同様にして、対数増幅器
１８−２とＩｌ、算回路２２−２との間に７は減褒回１
塔５２−２が設けられ、該減算回路５２−１．５２−２
にＪ：９、高周波増幅器４８の利得の変動を補正するこ
とができる。すなわち、対数増幅器１．８−１゜１８−
２からの出力信号には、高周波増幅器４８の利得の対数
が加算されており、信号発生器５０からの利侍制側１惰
号を対Ｖ墳幅器５４で対数変換しこＪｌを減算回路５２
−１．５２−２で減算することにより、高周波増幅器４
８の利得の変動全補正することが可能となる。

また遅延回路２８−１．２８−２の遅延時間は、発振器
１２の繰返し周期と等しく設定されている。

そして、加算回路２４−１．２４−２からの出力信号は
、そ、）１ぞれ、増幅器５６−１．５６−２で所足の増
幅わるいは減衰作用全骨け、増幅器５６−１からの減衰
係数信号１０６−１は減衰係数α（［１）を示し、同様
に１−て、増幅器５６−２からの減衰係数信号１０６−
２は減衰１糸数α（ｆ２）を示すこととなる。該減衰係
数信号１０６−　ｉ、　１０６−２はマルチプレクサ４
２を介して表示装置３０に供給さ」１、表示装置３０に
より減衰係数α（ｒ＋）、α（ｆ２）が表示゛される。

また減衰係数信号１０６−１．　Ｈ］６−２は、系統減
算回路５８に供、恰さ」ｔ１系統誠減口路５８及び該系
統減や回路５８に接続さ牙１だ増幅器に０により、周波
数に対する減衰係数の比例定数βがめられる。すなわち
、系統減算回路５８によりα（ｒ＋）−α（ｆ２）がめ
られ、更に増幅器６０の第１」得が１７（ｒ、−ｒ、）
と設定されているので、前記（１４）式に基づいて比例
定数βをめることが可能となる。そして、系統減算回路
５８及び増幅器６０によりめられた比例定数βの信号は
、マルチプレクサ４２を介して表示装置３０に供給さ」
１、該表示装置３０により比例定数βが表示をねる。

なお実施例においては、表示装置３０の前段にマルチプ
レクサｉｌ　２が接続されているので、マルチプレクサ
４２により、周波数［、に対する減衰係数α（ｆＩ）、
周波数ｆ２に対する減衰係数α（ｆ２）、比１タリ定数
β、及び通常のＢモー　ドあるいはＭモードの断層画像
のいず牙１か１細首たは２個以上を適宜選択して同時に
表示装置３０に表示することができる。

以上のように、実施例によれば、２種の周波数すｆｘ　
ｂちｆ、　、　ｆ２ＶｉＣ文」スル減衰１糸数１ｆｌ）
、１ｆ２）を５１測することができ、史に周Ｃ皮数に対
する減衰係数の比例ポ峨βを５１測することができる。

従って、減衰係数分布及び減衰係数の周波数に対する傾
きの分布を表示することが可能となり、病変部の診断に
有効な情報全提供することかり能となる。

なお上記実施例においては、減衰係数を計測するための
ブロックを２系統設け、２棟の周波ｄｆ、。

ｆ２に対する減衰係数α（ｒ＋）、α（ｆ２）をめたが
、減衰係ムヲ計測するためのブロックを３系統以上設け
、３種以上の周波数に対する減衰係数を百↑測すること
も可能である。

発明の詳細 な説明したように、本発明によれは、反射エコー信号か
ら被検体の減衰係数を容易に計測することができる。従
って、被検体の減衰係数を計測し、これを生体組織の質
的診断に有効に利用することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の原理によるブロック回路図、第２図は
本発明の原理による波形図、 第３図（は本発明の実施例による超音波診断装置のブロ
ック回路図である。 １４・・帯域通過フィルタ １６・・検波回路 １８・・対数増幅器 ２０・・・遅延回路 ２２・・減算回路 ２４・・・加算回路 ２６・・・減衰器 ２８・・・遅延回路 ３４・・被検体 ５８・・・系統減算回路。 出願人　アロカ株式会社

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）被検体に超音波パルスビームを送受波し被検体か
   らの反射エコー信号に基づいて断層画像を表示する超音
   波診断装置において、反射エコー信号から特定の周波数
   成分金取り出す帯域通過フィルタ及び検波回路と、該帯
   域通過フィルタ及び検波回路からの信号を対数変換する
   対数変換器と、該対数変換器からの信号とこの信号を所
   定の時間間隔だけ遅延させた遅延信号との差分をめる減
   算回路と、を含魯、前記特定の周波数成分に対する超音
   波の減衰係数を計測すること１％徴とする超音波診断装
   Ｍ。 （２、特許請求の範囲（１）記載の装置において、前記
   減算回路からの信号全平均化する平均化回路が設けられ
   、該平均化回路により被検体内の反射係数の仇討的変動
   を低減させることを特徴とする超音波診断装置。 （３）％許請求の範囲（１）または（２）記載の装置に
   おいて、前記帯域通過フィルタ及び検波回路、対Ｖ変換
   器、減算回路は、複数の特定周波数成分についてそれぞ
   れ複倣系統設けられ、各系統からの信号の差分をめる系
   統減算回路が設けられ、各系統により複数の特定周波数
   成分に対する減衰係数を計測し、系統減算回路により周
   波数成分に対する減衰係数の比例定数を苫１測すること
   を特徴とする超音波診断装置。