JPH0216142B2 - - Google Patents

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、特に複数の振動素子
によつて受信した複数のエコー信号を線形加算と
非線形加算の双方によつて加算し、加算後の信号
に基づいて画像表示を行うようにした超音波診断
装置に関する。

背景技術 探触子から被検体内に超音波ビームを送受信し
被検体内から反射されるエコー信号に基づいて所
望の生体組織を画像表示する超音波診断装置が周
知であり、超音波診断装置の探触子は、複数の配
列された振動素子を有し、探触子内の各振動素子
は、順次励振されて超音波ビームを送受信する。
そして、超音波診断装置においては、超音波ビー
ムの指向性を改善するために、送信時フオーカス
システム及び受信時フオーカスシステムが設けら
れており、送信時フオーカスシステムにより、各
振動素子の送信トリガを少しずつ遅延させて送信
された超音波ビームの波面を集束点で一致させる
ことができ、更に受信時フオーカスシステムによ
り、集束点から各振動素子に反射されるエコー信
号をその位相がそろうように遅延させることがで
きる。この位相のそろつたエコー信号は、適切に
加算された後、所定の画像表示に使用されること
となり、第１図には、線形加算を行う従来の超音
波診断装置が示されている。

第１図において、探触子１０は、Ｎ個の配列さ
れた振動素子１２−１〜１２−Ｎを有し、該振動
素子１２−１〜１２−Ｎからのエコー信号１００
−１〜１００−Ｎは、線形加算回路１４で線形加
算された後、所定の画像表示に使用される。しか
しながら、エコー信号を線形加算した場合には、
配列型振動素子の素子間隔に起因してサイドロー
ブ（副ローブ）が生じ、このサイドローブによ
り、診断画像中に虚像が生じるという問題があつ
た。

そこで、サイドローブを減少させるために、エ
コー信号を非線形加算させる装置が提案され、第
２図には、非線形加算を行う従来の超音波診断装
置が示されている。

第２図において、探触子１０と線形加算回路１
４との間には、振動素子１２−１〜１２−Ｎに対
応して非線形変換回路１６−１〜１６−Ｎが設け
られている。そして、振動素子１２−１〜１２−
Ｎからのエコー信号１００−１〜１００−Ｎは、
それぞれ、非線形変換回路１６−１〜１６−Ｎで
非線形変換された後、線形加算回路１４に供給さ
れて線形加算され、非線形変換回路１６−１〜１
６−Ｎ及び線形加算回路１４により、振動素子１
２−１〜１２−Ｎからのエコー信号１００−１〜
１００−Ｎは非線形加算されることとなる。

従つて、第２図の装置によれば、振動素子１２
−１〜１２−Ｎからのエコー信号１００−１〜１
００−Ｎが非線形加算されるので、サイドローブ
の影響を抑圧した状態とし、かつ超音波ビーム
（主ビーム）を細くして超音波の送受波を行つた
のと同様の画像表示のための信号を得ることがで
きる。しかしながら、同時に送信する振動素子の
数と同数の非線形変換回路が必要となり、このた
め、装置が大型化し、高価格になるという欠点が
あつた。更に多数の非線形変換回路があるため、
該非線形変換回路により、ノイズが増加するとい
う欠点があつた。

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、線形加算、非線形加算を適切
に組み合せて加算し、この加算した信号を画像表
示に用いることによつて、サイドローブによる影
響を抑圧し、かつ主ビームを細くして超音波の送
受波を行つたのと同様の受信情報を得ることがで
きる。これにより、指向性を改善して方位分解能
を向上させることができ、更に非線形変換回路の
個数を減少させ、装置の小型化及び低価格化を達
成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、本発明は複数の配
列された振動素子を有する探触子と、前記複数の
振動素子にて受信した複数のエコー信号を所定数
ずつまとめてエコー信号束とし、更にこの複数の
エコー信号束を所定数ずつまとめてエコー信号群
とし、更にこの複数のエコー信号群を所定の順序
で整理統合して所定数のエコー信号グループとし
て出力する統合回路と、この統合回路に接続され
た各エコー信号グループ毎のエコー信号をそれぞ
れ線形加算するエコー信号グループ数と同数のグ
ループ線形加算回路と、これら各グループ線形加
算回路にそれぞれ接続されグループ線形加算回路
からの加算信号をそれぞれ非線形変換するグルー
プ線形加算回路数と同数の対数増幅回路から成る
非線形変換回路と、これら各非線形変換回路から
の非線形信号を線形加算する総合線形加算回路
と、を含み、エコー信号を非線形加算することを
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。

まず探触子の各振動素子と点音源との関係を説
明する。

第３図には、各振動素子と点音源との関係が示
され、振動素子１２−１〜１２−Ｎは同時に励振
される振動素子であり、各振動素子１２−１〜１
２−Ｎは間隔ｄで配列されている。

第３図において、受信時の指向性を考慮するた
めに、被検体内の点音源１８が、まず探触子１０
の前方から距離Ｆだけ離れた初期点P₀にあり、
その後、Ｆを半径とする円弧状に移動する場合を
考える。この移動後の点をPθとし、点Pθの点音
源１８から反射されるエコー信号が振動素子１２
−１〜１２−Ｎに受信される場合には、振動素子
１２−１〜１２−Ｎの各エコー信号に時間差t_ipを
与える。ここで、時間差t_ipは、点音源１８が点P₀
にある場合に振動素子１２−１〜１２−Ｎで信し
た各エコー信号の位相がすべて同一となるように
設定されている。また₀ ＝＝＝Ｆ θ＝r_i、θ₀ ＝r_i、ｏ ＝（2i−Ｎ−１）ｄ／２ である。そして、振動素子１２−ｉで受信された
エコー信号１００−ｉの時間差を含めた場合の信
号波形を、giθ（ｔ）とし、これを次式のように定
義する。なお第４図には、このエコー信号giθ
（ｔ）の波形が示されている。

ただし、 Ｔ＝ｉ／ｆ、_i〓＝t_ip−r_i〓／ｃ＋Ｆ／ｃとし、n_c
はRFパルス内のサイクル数とし、ｃは音速とす
る。

またγ_i〓は、振動子間隔をｄとして、第３図よ
り と表わせる。

次に第５図には、本発明の実施例による超音波
診断装置のブロツク回路が示されている。

第５図において、探触子１０は、複数の配列さ
れた振動素子１２−１〜１２−Ｎを有し、振動素
子１２−１〜１２−Ｎからのエコー信号１００−
１〜１００−Ｎは、統合回路（図示せず）によ
り、所定の順序で整理統合されてＮ個のエコー信
号グループとされ、これらＮ個のエコー信号グル
ープは、それぞれ、グループ線形加算回路２０−
１〜２０−Ｍに供給されて線形加算される。以
下、統合回路によるエコー信号の整理統合作用に
ついて説明する。

前記統合回路は、Ne個（実施例では３個）の
エコー信号をまとめてエコー信号束とし、更に
Ng個（実施例では４個）のエコー信号束をまと
めてエコー信号群とし、更に複数のエコー信号群
を所定の順序で整理統合し、すなわち、周期Ｍで
エコー信号群を整理統合しＭ個のエコー信号グル
ープとする。従つて、例えば、一段目のグループ
線形加算回路２０−１には、エコー信号１００−
１〜１００−（Ne×Ng）が入力され、次に、エ
コー信号１００−（Ne×Ng×Ｍ＋１）〜１００
（（Ne×Ng）×（Ｍ＋１））が入力され、以下同様
にして入力されることとなる。

すなわち、グループ線形加算回路２０−１〜２
０−Ｍには、（Ne×Ng）個のエコー信号が周期
Ｍで順次入力され、従つて、各グループ線形加算
回路２０−１〜２０−Ｍには、それぞれ、Ｎ／Ｍ
個のエコー信号が入力されることとなる。

グループ線形加算回路２０−１〜２０−Ｍから
の加算信号１０２−１〜１０２−Ｍは、それぞれ
正規化回路２２−１〜２２−Ｍに供給されて正規
化され、その後、非線形変換回路２４−１〜２４
−Ｍに供給される。非線形変換回路２４−１〜２
４−Ｍは、実施例においては対数増幅回路であ
り、正規化回路２２−１〜２２−Ｍからの正規化
信号１０４−１〜１０４−Ｍを正、負に分けて
別々に対数変換した後、正、負それぞれに対応し
た符号を付けて総合線形加算回路２６に供給す
る。総合線形加算回路２６は、非線形変換回路２
４−１〜２４−Ｍからの非線形信号１０６−１〜
１０６−Ｍを線形加算して加算信号１０８を出力
し、この加算信号１０８は、正規化回路２８で正
規化された後、所定の画像表示信号として使用さ
れる。

従つて、非線形変換回路２４−１〜２４−Ｍ及
び総合線形加算回路２６により非線形加算回路３
０が構成され、該非線形加算回路３０により、エ
コー信号１００−１〜１００−Ｎを非線形加算し
入力換算で掛け算効果を発生させることができる
ので、サイドローブによる影響を抑圧して、主ビ
ームを細くして超音波の送受波を行つたのと同様
の受信信号を得ることができ、指向性を改善して
方位分解能を向上させることができる。更にエコ
ー信号１００−１〜１００−Ｎは、グループ線形
加算回路２０−１〜２０−ＭでＭ個の加算信号１
０２−１〜１０２−Ｍに線形加算された後、非線
形加算回路３０に供給されるので、すべての振動
素子に非線形変換回路を接続させる従来の大型の
装置に比較し、非線形変換回路２４−１〜２４−
Ｍの個数を減少させることができ、これにより、
装置の小型化及び低価格化を達成することがで
き、更に非線形変換回路によるノイズを減少させ
ることができる。

次に上述したエコー信号の非線形加算を数式で
表わすと、次のようになる。

非線形変換前の正規化信号１０４−ｋをh_k〓と
すると、h_k〓は(3)式のようになる。

h_k〓＝１／（Ｎ／Ｍ）Ｎ／（Nc・Ng・Ｍ）Ne・Ng Σ_l=1 Σ_j=1g_{NeNg(Ml-M+k-1)+j}、θ^(t) ………(3) そして、非線形変換回路２４−ｋからの非線形
信号１０６−ｋをＹ（h_k〓）とすると、Ｙ（h_k〓）は
(4)式のように表わせる。なお第６図には、非線形
変換回路の変換作用、すなわち、ｈとＹ（ｈ）と
の関係が示されている。

Ｙ（h_k〓）＝Alog（h_k〓／α） for h_k〓α ０ for −α＜h_k〓＜α −Alog（h_k〓／−α）for h_k〓−α ………(4) 非線形加算回路３０からの加算信号１０８は、
正規化回路２８で正規化され、この正規化回路２
８からの出力信号をVθ（ｔ）とすると、Vθ（ｔ）
は(5)式のようになる。

Vθ（ｔ）＝１／Ｍ_M 〓^k=1 Ｙ（h_k〓） ………(5) 従つて、指向係数Ｒ（θ）は、すでに対数圧縮
されているので、(6)式のように定義する。

ただし、入力条件は、 Ｎ＝ｋ・Ｍ （ｋ：自然数） Ｎ／ＭNe を満たすものとする。

上記の式において、Ｍ＝１とすると、線形加算
回路の出力信号を対数圧縮した形となり、従来の
システムと同じになる。そして、非線形加算の数
を２とする。すなわち、Ｍ＝２とすると、線形加
算時の指向性中、角度θ_doに指向性のデイツプが
入り、このデイツプを利用することにより、指向
性の改善を図ることが可能となる。

次に第７図には、実施例による超音波診断装置
の具体的な構成が示されている。なお、第７図の
ブロツク回路においては、非線形回路が４個あ
り、すなわち、Ｍ＝４に設定されている。

第７図において、オシレータ回路３２は、電子
集束用位相制御回路３４にトリガ信号を供給し、
電子集束用位相制御回路３４は、トリガ信号に基
づき、送信パルスの位相が同位相となるように位
相制御を行い、スキヤナ回路３６にトリガパルス
を供給する。スキヤナ回路３６は、電子集束用位
相制御回路３４からのトリガパルスに基づき、送
信トリガを探触子１０に供給し、これにより、探
触子１０内の各振動素子が励振されるので、探触
子１０から被検体（図示せず）に超音波ビームが
送信されることとなる。

被検体から反射されたエコー信号は、探触子１
０で受信され、スキヤナ回路３６を介して電子集
束用位相制御回路３４に供給される。該電子集束
用位相制御回路３４では、送信時と同様の位相制
御を行うので、被検体内の焦点から反射されたエ
コー信号は、その位相が全て同位相となる。

電子集束用位相制御回路３４からのエコー信号
群１００は、統合回路３８に供給され、統合回路
３８により、エコー信号群１００、すなわち、エ
コー信号１００−１〜１００−Ｎは、前述した所
定の順序で整理統合されて４個のエコー信号グル
ープとされる。そして、４個のエコー信号グルー
プは、それぞれ、グループ線形加算回路２０−１
〜２０−４で線形加算され、正規化回路２２−１
〜２２−４で正規化され、その後、非線形加算回
路３０に供給されて非線形加算される。すなわ
ち、非線形加算回路３０は、非線形変換回路２４
−１〜２４−４及び総合線形加算回路２６を含
み、正規化回路２２−１〜２２−４からの正規化
信号１０４−１〜１０４−４は、それぞれ、非線
形変換回路２４−１〜２４−４で非線形変換され
た後、総合線形加算回路２６に供給されて線形加
算され、総合線形加算回路２６は、加算信号１０
８を出力する。

加算信号１０８は、正規化回路２８で正規化さ
れた後、増幅検波回路４０で増幅検波され、スキ
ヤンコンバータ４２に供給される。そして、スキ
ヤンコンバータ４２では、増幅検波回路４０から
の信号を画像データとして記憶して画像を構成
し、これによりCRT４４に、所望の診断画像が
表示されることとなる。

従つて、第７図のブロツク回路においては、エ
コー信号１００−１〜１００−Ｎは、非線形加算
回路３０（非線形変換回路２４−１〜２４−４及
び総合線形加算回路２６）により、非線形加算さ
れるので、サイドローブによる影響を抑え、主ビ
ームを細くして超音波の送受波を行つたのと同様
の受信エコー信号を得ることができ、指向性を改
善して方位分解能を向上させることができ、これ
により、良好な超音波診断画像を得ることが可能
となる。更に非線形加算回路３０の前段には、グ
ループ線形加算回路群２０が設けられ、エコー信
号１００−１〜１００−Ｎは、グループ線形加算
回路２０−１〜２０−４で線形加算された後、非
線形加算回路３０に供給されるので、非線形変換
回路の個数を減少させ、実施例では非線形変換回
路の個数を４個に減少させることができ、これに
より、装置の小型化、低価格化を達成することが
できる。

なお第８図には、中心軸からの角度と指向係数
との関係が示されており、図において、線l₁，l₂，
l₃，l₄は、それぞれ、総合線形加算の場合、凹面
単一振動子の場合、総線形加算（送信）＋対数加
算（Ｍ＝４、Ng＝４）（受信）の場合、対数加算
（Ｍ＝４、Ng＝４）の場合である。そして、対数
加算（Ｍ＝４、Ng＝４）の場合には、他の場合
と比較して、指向係数が非常に低下していること
が理解され、通常の場合、送信（または受信）時
で−30dB以上のエコー信号により画像を構成す
るため、サイドローブをこの範囲より十分抑圧し
て主ビームを細くして超音波の送受波を行つたの
と同様の受信エコー信号を得ることができ、方位
分解能を向上させることができる。

発明の効果 以上説明したように、本発明によれば、線形加
算、非線形加算を適切に組み合せて加算すること
により、サイドローブによる受信エコーを抑圧
し、かつ主ビームを細くして超音波の送受波を行
つたのと同様の受信エコー信号を得ることができ
る。これにより、し、これら指向性の改善により
方位分解能を向上させることができ、従つて、良
好な超音波診断画像を得ることが可能となる。更
に本発明においては、高分解能を保ち、かつ非線
形変換回路の個数を減少させることができるの
で、装置の小型化、低価格化を達成することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

第１図は線形加算を行う従来の超音波診断装置
のブロツク回路図、第２図は非線形加算を行う従
来の超音波診断装置のブロツク回路図、第３図は
各振動素子と点音源との関係を示す説明図、第４
図はエコー信号の波形を示す説明図、第５図は本
発明の実施例による超音波診断装置のブロツク回
路図、第６図は非線形変換回路の変換作用を示す
グラフ図、第７図は実施例による超音波診断装置
の具体的な構成を示すブロツク回路図、第８図は
中心軸からの角度と指向係数との関係を示すグラ
フ図である。 １０…探触子、１２−１〜１２−Ｎ…振動素
子、２０…グループ線形加算回路群、２０−１〜
２０−Ｍ…グループ線形加算回路、２４−１〜２
４−Ｎ…非線形変換回路、２６…総合線形加算回
路、３８…統合回路、１００−１〜１００−Ｎ…
エコー信号、１０２−１〜１０２−Ｍ…加算信
号、１０６−１〜１０６−Ｍ…非線形信号。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 複数の配列された振動素子を有する探触子
   と、 前記複数の振動素子にて受信した複数のエコー
   信号を所定数ずつまとめてエコー信号束とし、更
   にこの複数のエコー信号束を所定数ずつまとめて
   エコー信号群とし、更にこの複数のエコー信号群
   を所定の順序で整理統合して所定数のエコー信号
   グループとして出力する統合回路と、 この統合回路に接続され各エコー信号グループ
   毎のエコー信号をそれぞれ線形加算するエコー信
   号グループ数と同数のグループ線形加算回路と、 これらの各グループ線形加算回路にそれぞれ接
   続されグループ線形加算回路からの加算信号をそ
   れぞれ非線形変換するグループ線形加算回路数と
   同数の対数増幅回路から成る非線形変換回路と、 これら各非線形変換回路からの非線形信号を線
   形加算する総合線形加算回路と、 を含み、エコー信号を非線形加算することを特徴
   とする超音波診断装置。