JPS6125536A - 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、特に生体内の形態的、動態的
状況又は組織内状況等の種々の情報を超音波受信波から
測定、解析する改良された超音波診断装置に関する。

［従来技術１ 生体内の異常組織を発見し、その異常組織の形態的な分
析や異常組織の定性的な分析等を行うため超音波の生体
内からの受信波を解析する方法が開発されている。

生体内に送信された超音波の生体１ｔｌｌｉｉ内の反射
散乱波はその周波数メベクトラムの分布ｒ１竹が組織の
減衰Ａ５散乱の周波数特性によって特徴的／、＾変化を
することが分かつており、この事実を用いて特に超音波
の生体内の組織の減衰係数を求め、これを生体内の情報
として使用Ｊることがイｊ益であることが認められてき
た。従来において、この減衰係数は、超音波受信信号を
一旦記憶させコンピュータの解析にて求められていたが
、多大な時間と手間がかかるという欠点をかあり、また
減衰係数を生体内の正確な位Ｒでの情報としてとらえる
ことも実現してＪ３らず、有効な情報どして実際に用い
ることがひきなかった。

［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、モ
の目的は、超音波受信信号のパワースペクトラノーの平
均周波数と分散を実時間で求めると１？１１　Ｍに生体
組織内の減衰係数を実時間で求・めることによって生体
内の組織の形態と性質を正確に判別可能とし、組織診断
等を容易に行い得る超音波診ｌ！ｌｌｉ装置を提供する
ことにある。

［発明の椛成Ｉ ＩｙＪ配目的を達成するために、本発明番、１超？１波
パルスビームを一定の緑返し周波数で生体内に送信し反
射波を受信増幅して表示する超８波診１１７ｉ菰４にお
いて、互いに複素関懺にある−・組の複索基準信号と受
信高周波信号とを混合して受信高周波信号を複素イ言号
に変換Ｊ−る複素信号変換器と、前記複素信号の遅れ時
間を設けて複Ｍ信号の自己相関を演算する自己相関器と
、前記自己相関関数の位相から平均周波数を演算する平
均周波数滴９器とを含み、生体内からの超音波受信信号
のパワースペクトラムを解析してバワースペク１〜ラム
の平均周波数又は分散を実時間で測定することを特徴と
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。

第１図には、本発明の実１に例による超８波診断装置の
ブロック回路が示されている。

安定な高周波信号を発生する水晶Ｊｌ器１０の出力は分
周同期回路１２に供給され、該分周同期回路１２によっ
て所留周波数の各種出力信号が（ｑられる。これらの出
力信号は超音波パルスビーム送信用の送信繰返し周波数
信号１００、複系変換のための複素基準信号１０２．１
０４、超音波診［ｔｌｉ結果の表示を行うための掃引同
期信号１０６及び装置の各部の同期作用を行うクロック
信号１０８を含む。前記複素基準信号１０２．１０４は
互いに複素関係どなるよう実施例にＪ３いては、　。

９０”のイＱ相差を４−Ｊする。

前記送信（Ｍ号１００は駆動回路１４及び送受切替回路
１６を介して探触子１８に供給され、該探触子１８を励
振し、超音波パルスビームが被検体２０内に送信される
。

被検体２０からの反射エコーは探触子１８によって電気
仁りに変換され、送受切替回路１６から高周波増幅器２
２へ送られて所望の増幅作用が施された後、その−７ｊ
の出〕〕が通常のＢモードあるいはＭ’Ｅ−ド表示信号
として表示部に供給され、まＩこ他方の出力ｔよ牛体組
織の形態、性質等の情報として演算するため、演算処理
部へ供給される。

通常のＢ七−ドあるいはＭ士−ド表示を行うための出力
信号は代波器２４及びじデＡ増幅器２６からり、Ｓ、Ｃ
，２８を介してＣＲＴ表示器３０に供給され、ＣＲ７表
示器３０の表面をｉ′１度低調する。

前記探触子］８の超音波パルスビームを機械的あるいは
電気的な角度偏向＜ｌｉどによりＣ走Ｗ＞さ口超音波パ
ルスビームで被検体２０を周ｊＩ的に走査し、更に所望
の偏向角にて走査を停止するために走査制御器３２が設
けられており、該走査制御器３２の走査位η信号はクロ
ック括６１０８に同期し、探触子１８に供給され、ルｊ
時に分周同期回路１２から１ｑられる掃引同期信号１０
６とハに表示位置制御の１＝め、Ｄ、Ｓ、Ｃ，２８に供
給され（いる。

本発明において、特徴的なことは、１体内から反射され
る超音波受信信号のバワースペク１−フムの平均周波数
又は分散を実時間で求めるとＩＦ、１時に、この平均周
波数と分散値から生体の減衰係数を実時間で求めること
であり、これは生体から得られる超音波受信信号を第２
図に示されるように、ｅ　（ｔ）として、このｅ　（ｔ
）の波形に一定短時間間隔Ｇを設定して行う。そして、
このＧ内の受信信号のパワースペクトラムの平均周波数
と分散又は減衰係数を求め、更に少しずつＧをずらして
それぞれのＧ内のデータを求めてこれらを合成すること
により超音波受信信号の解析が行われる。

前記パワースペクトラムの平均周波数と分散値又は生体
内の減衰係数を実時間で求めるために受信信号を複素変
換してその自己相関関数を演算する装置が用いられる。

以下にその構成を説明する。

前記高周波増幅器２２の他方の出ノ〕が自己相関演算に
供されるため、まず高周波増幅器２２から得られる受信
高周波信号は複素信号変換器３６に供給されて複素信号
に変換される。

りなわら、実施例においては、複素信号変換器３６は位
相検波器を含む一組のミキサ３８ａ、３８ｂを有し、各
ミキサ３８において前記受信高周波信号がそれぞれ前記
複素基準信号１０２．１０４と演算され、複素基準信号
１０２．１０４は前述したようにＨいに９０°位相の異
なるＩ　＊　１８！１係にあるため、ミキサ３８から高
周波信号に対応した複素信号を出力でることができる。

すなわち、各ミキサ３８は、混合検波によって入力され
た受信高周波信号と複素基準信号との画周波数の和と差
の周波数の信号を出力し、これら両信号が低域フィルタ
４０ａ、４０ｂに供給され、差の周波数成分のみが取り
出される。

前記ミキサ３８の混合検波作用において、複素基準信号
１０２．１０４は単一周波数の連続波であるが、他方の
入力信号である受信高周波信号は生体組織内情報を含む
パルス波なのＣ１前記低域フィルタ４０の出力には多数
のスペクトル成分が現れることとなる。この複素信号変
換器での複素変換は特願昭５７−７０４９に詳しく説明
され、これによって得られた複素信号は実数部をＸＯ１
虚数部をＹＯとすると複素式 ％式％（１） 次に複素変換された複素信号は正規化器４４に入力され
、この正規化器４４によって前記（１）式 の複素信号の振幅は［１」に正規化される。（１）式の
ＺＯの絶対値ＪＸＯ゛→Ｙ　Ｏｌは絶対１１Ｉ演算器４
６にで演算され、割算器４８ａ、４８ｂによって実数部
と虚数部を別々に絶対値 Ｊ　Ｘ　ｏ　２＋ｙ　Ｏ２で割れば、複素信号は振幅が
「１」にイろった信号にとなり、結果的にＸ０１ＹＯが
Ｓｉｎ　、ＣＯＳで表わされる時の角度に生体内の情報
が含まれることになる。したがって正規化器４４で求め
られた複素信号は ＝Ｘ、４−ｉＹ、・・・・・（２） で示される。

以上のようにして正規化された複素信号は、次に自己相
関器５０によって演算処理され、遅延量「と１−るＺｌ
の自己相関が求められる。

まず入力信号Ｚ１はディレーライン５２ａ、５２ｂによ
り１周期分罪延されてＺ２が得られる。

この出力Ｚ２は以下の式で示される。

Ｚ　２　　・＝Ｘ　　２　　＋ｉＹ　２　　　　　　　
　　　　　　　　・　　・　　・　　・　　・　　（３
）そして、７２車−Ｘ２−　ｉ　Ｙ２　とすると、以下
の式によって相関が求められる。

ＺＩ　Ｚ２家−（Ｘ＋　＋ｆ　Ｙ＋　）（Ｘ２−　ｉ　
Ｙ２　）＝Ｘ＋　Ｘ２　＋ＹＩ　Ｙ２　＋ｉ　（Ｘ２　
Ｙｌ　−Ｘ＋　Ｙ２　）・・・・・（４） 上記の〜ようにして相関を求めるため、自己相関器５０
には４個の掛算器５４ａ、５４ｂ、５６ａ。

５６ｂ、そして加減算器５８ａ、５８ｂが設けられ、前
記相関演算が行われる。

また、加減算器５８ａの出力をＲとりればＲ−Ｘ＋　Ｘ
２　＋ＹＩ　Ｙ２　　　　　・・・・・（５〉が得られ
、他方加減算′ａ５８ｂの出ツノを１とづれば、同様に １＝Ｘ２Ｘ＋　−Ｙ＋　Ｙ２　　　　　・・・・・（６
）が得られ、両加減算器５８の出力を合わせて次式にて
示される。

Ｓ−Ｒ＋　ｉ　］　　　　　　　　　・・・・・（７）
そして、この出力８４よ信号の変動成分や装置から発生
する雑音成分を含むので、これら雑音成分を除去するた
めに平均回路によって平均が求められ、この平均はｇ＝
ｐ＋ｉＴで表わされ、複素相関が演算される。

前記平均回路はディレーライン６０ａ、６０ｂにて１周
期遅延した出力を現時刻の入力信号に加算器６２ａ、６
２ｂにて加算し、再びこの出ノｊをディレーライン６０
に供給する操作を繰返し、この加算を例えば、デジタル
回路で構成覆る場合には、その加算出力の上（Ｑビット
を出力すれば、平均値を得ることができる。しかし、単
にこの操作を繰返し行っていくと、加算回数の増加に伴
い、出力値が逐次増大し、ついには飽和する。そこで、
実謄例おいては、重み付回路６４ａ、６４ｂが設けられ
、出力を減衰させて入力と加算している。

すなわち、減衰聞をαと１ｙれば、現時刻の信号より例
えば１０周期前の信号α”だけ減衰して現時刻の信号と
加算されるので、出力に与える影響度が小さくなり、低
域フィルタや移動平均回路と同様の平均機能を果たすこ
とが可能となる。また垢み付回路６４の更み何回を変え
ることにより、平均化の度合を変更することが可能とな
る。

以上のようにして、複素信号の相関が自己相関器５０か
ら得られ自己相関値は Ｓ＝Ｒ＋　＋　Ｉ　　　　　　　　　・・・・・（８）
で示される。

以上のようにして得られた自己相関値Ｓは前述したよう
に第２図の一定短時間間隔Ｇ内の受信信号のパワースペ
クトラムの解析のための基礎となるものであり、自己相
関器５０によってパワースペクトラム解析の実時間処理
が可能となる。

次に自己相関器５０で得られた自己相１１ＥＩ値Ｓの実
数部Ｒと虚数部子は、平均周波数を演詐する平均周波数
演算器６６と周波数の分散値を１■る分散演算器６８に
入力される。

平均周波数演算器６６では、平均周波数Ｃが前平均周波
数演算器６６では、平均周波数ｒが前記自己相関関数の
位相角により演算されるが、以上にその説明を示す。

Ｇ内のエンベロープ信号のパワースペクトラムをＰ（ｆ
’）とすると自己相関関数Ｓ（τ）【よ次の関係式で表
わされる。

５（ｒ）＝　　ｆ　　　Ｐ（ｆ）ｅ””　ｆｒｄｆ・・
・・・く９） これを微分すると ＝ｊ　　２ｒｃｆｔｐ（ｆ）ｅ””　”ｄｆ・・・・・
（１０） となり、ここでて−〇とおくと どなる。更にＳ（τ）についてて−〇とすると５（０）
＝ｆｐ　（ｆ）ｄｆ ＝ｊ２πｒ　　　　　　・　・　・　・　・　（１１）
となり、子が平均周波数として求められる。

一方、自己相関関数、Ｓ（τ）は複素数であるから次の
ように表わせる。

Ｓ（τ）＝Ａ（τ）ｅＪφ”　・・（１２）ただし、 Ａ　（ｒ）＝　　Ｆｌｌｌ「−−−−・（１３）である
。また自己相関関数の性質から Ｓ（０） の比を次のように変形できる。

従って、（１１）式と（１５）式からＰはとなり自己相
関関数の位相角ψ（τ）より求めることができる。ただ
し位相角の微分値φ（０）はτ φ（０）＝Ｏとして近似式 ％式％） で求めることができる。従って（１４）式が示す通り豆
と■とによりφ（τ）が求められ、（１７）式よりφ（
０）が求められるのでｆ′は、・・・・・（１８） で与えられる。

一方、分散演算器６８においては、自己相関器５０で得
られたｋと丁とにより分散値が求められるが以下にこの
分散演算を説明する。

自己相関関数（１２）式の２回微分は次の式で示される
。

５（０）＝△（０）−Ａ　（０）（φ（０））’・・・
・・（１９） また（９）式の２回微分は Ｒ（０）＝（ｊ２π）’　ｆｆ’　ｐ（ｆ）ｄｆ辷（ｊ
２π）２ｒ２　　　　・・・・・（２０）で示され、一
方分散値のσ２は一般に ｆ　　（ｆ−４”）’ｐ（ｆ）ｄ「 σ２−　□ ｆ　　　　　　ｐ（ｆ）ｄｆ ＝Ｆ−（Ｆ）’　　　　　　　　　・・・・・（２１）
と定義される。（１９）式、（２０）式を（２１）式に
代入すると近似的に ・　・　・　・　・　（２２） が得られる。これ１よ、Ｓ（τ）のパワー５（０）に対
Ｊる変化率を表わしており、この式からσ２はパワー変
動に比例することが理解６れる。

ここで、Ｓ（τ）はづでに正規化された複素信号７１に
よりｉｔ　１１されているので、分散値σ２は次の式に
Ｊ：ってｈとＴにより演算することができる。

σ　’　　　−−−（１−Ｊ　　Ｒ’　　　−ト　丁　
２　　）２π２τ２ ・・・・・〈２３） すなわち、分散演算器６８では二乗ｐ器７０ａ、７０ｂ
により自己相関器５０で演算された豆、■が２乗されＲ
’　、Ｔ’となり、このに２とＴ２は加算器７２によっ
て加算されてＲ２４■２となる。

これは分散値器７４により（２３）式に従って演算され
、分散値σ２が演算される。

以上のように演算された平均周波数でと分散値σ２は超
音波受信信号の一定領域Ｇ内の値であり、この領域Ｇを
少しずつ移動させてイれぞれについてでと０２を順次演
算する。このようにしく求めた波形が第３図に示されて
いる。

次に実施例に８３いては、生体組織内減袋係数を演＊す
る減衰係数演算器７６が設【ノられており、前記パワー
′スペクトルの平均周波数でと分散（１１ｉ　。

２によって減衰係数演算される。

減衰係数の演算方法は、平均周波ｔ／ＩＰの微分値を分
散値ｒ割ることにより求めることができるが、本実施例
においては、第３図（ａ）に示されるように、時間Ｑを
保ったＡ点とＢ点を設定し、Ａ点での平均周波数ｒＡと
Ｂ点での平均周波数で８との差を分散値σ２で割ること
にＪ、り求めている。

すなわち、平均周波数＋ｌ′Ａ−ｆｓを前述した平均周
波数子の微分値とみなしたもの（・あり、Δｆ＝ＦＡ−
＃Ｂとすると減衰係数は υ　６ で示される。

従って、減衰係数演算器７６においては、まずディレー
ライン７８により時間Ｑだけ訂延された平均周波数ｒ８
が演Ｑされ減衰器８０に入力されることにより、この減
衰器８０に１でに入力されているｆＡとの差Δ１が演算
される。次に割算器８２では分散値σ２が入ツノされて
おり、減衰器８０によって得らてだ△ｆを割ることによ
って減衰係数αが演算される。この減衰係数αは平均回
路によって前述した自己相関器５０と同様方ｖ１で平均
化され、平均ｌｉｔ　５　ｆＪディレーライン８４、加
算器８６、重み角回路８８によって演算される。第４図
には減衰係数演算器の各演算処理によって演算される（
を号が示され、最終的に得られる減衰係数の平均値αが
第４図（Ｃ）に示されるように安定した信号どなり、こ
れは生体内の減衰係数を示す信号となる。

以上のＪ：うにして求めたパワースペクトラムの平均周
波数Ｃと分散値σ２）又は生体内の減衰係数は画像信号
に変換されてＣＲＴ３０の画面上に選択的に切り換え表
示され、実施例におい−（は例えば減衰係数の変化に対
応し色を決め（おり、１体内の各位置における減衰係数
の変化を色の変化として表示さけることができる。

［発明の効！！！］ 以上説明じたように、本発明にＪ、れば、自己相関を用
いてパワースペクトラムの平均周波数と分散とを実時間
で求め、必要に応じて減衰係数演算を行うことによって
生体内の減殺係数を実時間で求めることが可能となり、
このことは、９一体内のそれぞれの位置での組織の詳細
にＤる形態的あるいは定性的な分析が極めて容易となる
。

従って、超音波診断においても例えば異常組織が良性で
あるか悪性であるかのいわゆる組織診断が可能となり、
また病巣の進行状況その他のイｊ益な情報を画像表示す
ることが容易となり、Ｂ’Ｅ−ドあるいはＭモードの画
像とｇ１用Ｊることによって種々の診断に貢献すること
ができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係る超音波診ｌ１Ｉｉ装置の好適な実
施例を示でブロック回路図である。 第２図、第３図、第４図は本実施例において、超音波受
信信号の各演算器での演算処理の説明図である。 １０　・・・　水晶発振器 １２　・・・　分周周期回路 １８　・・・　探触子 ２０　・・・　被検体 ３０　・・・　ＣＲＩ ３６　・・・　複素１８号変換器 ３８ａ、３８ｂ　・・・　ミキ勺 ４０　・・・　低域フィルタ ４４　・・・　正規化器 ４６　・・・　絶対１ａｖｉ算器 ４８ａ、４８ｂ−・・　割韓器 ５０　・　自己相関器 ５２ａ、５２ｂ　　・・・　ディレーライン５４ａ　　
、　　５４ｂ　　、　　５６ａ　　、　　５６ｂ　　　
　−）卦　詐　器５８ａ、５８ｂ　　・・・　加減算器 ６６　・・・　平均周波数演算器 ６８　・・・　分散演算器 ７Ｑａ、７０ｂ　　・・・　二乗糎器 ７２　・・・　加算器 ７４　・・・　分散値器 ７６　・・・　減衰係数演算器 ７８　・・・　ディレーライン ８０　・・・　減算器 ８２　・・・　割算器。

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波パルスビームを一定の繰返し周波数で生体
   内に送信し反射波を受信増幅して表示する超音波診断装
   置において、互いに複素関係にある一組の複素基準信号
   と受信高周波信号とを混合して受信高周波信号を複素信
   号に変換する複素信号変換器と、前記複素信号の遅れ時
   間を設けて複素信号の自己相関を演算する自己相関器と
   、前記自己相関関数の位相から平均周波数を演算する平
   均周波数演算器と、自己相関関数のパワー変動から分散
   を演算する分散演算器とを含み、生体内からの超音波受
   信信号のパワースペクトラムを解析してパワースペクト
   ラムの平均周波数又は分散を実時間で測定することを特
   徴とする超音波診断装置。
2. （２）特許請求の範囲（１）記載の装置において、前記
   平均周波数と分散値から減衰係数を演算する減衰係数演
   算器を設け、生体内の減衰係数を実時間で測定し、減衰
   係数の変化を表示することを特徴とする超音波診断装置
   。
3. （３）特許請求の範囲（１）、（２）記載の装置におい
   て、Ｂモード上の超音波診断像と前記パワースペクトラ
   ムの平均周波数の変化、分散の変化又は超音波受信信号
   の減衰係数の変化を同時に若しくは別々に異なった色を
   用いて表示することを特徴とする超音波診断装置。