JPH0259732B2 - - Google Patents
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- JPH0259732B2 JPH0259732B2 JP60069936A JP6993685A JPH0259732B2 JP H0259732 B2 JPH0259732 B2 JP H0259732B2 JP 60069936 A JP60069936 A JP 60069936A JP 6993685 A JP6993685 A JP 6993685A JP H0259732 B2 JPH0259732 B2 JP H0259732B2
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- Japan
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- signal
- received
- living body
- receiver
- wave
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- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
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、特に生体内に超音波
を送信しその透過波又は反射波を受信して生体内
の特質分布を測定し表示することのできる改良さ
れた超音波診断装置に関する。
を送信しその透過波又は反射波を受信して生体内
の特質分布を測定し表示することのできる改良さ
れた超音波診断装置に関する。
［従来技術］
生体内に超音波を送信し、そのエコー信号を測
定して生体内の断層像を表示する超音波診断装置
においては、パルスエコー法が多く用いられてお
り、これらの装置では、一般に配列型振動子を用
いて深度方向の各点に鋭い超音波ビームを送信す
るためダイナミツクフオーカスが行われている。
すなわち、深度方向を複数の領域に分割して各領
域に焦点が合うように超音波を送受信して各領域
ごとの超音波反射波を測定することにより広範囲
にわたり生体内の断層像が得られ、また一定範囲
における分割領域の数を増やせば生体内のより精
密な断層像を画像表示することができる。
定して生体内の断層像を表示する超音波診断装置
においては、パルスエコー法が多く用いられてお
り、これらの装置では、一般に配列型振動子を用
いて深度方向の各点に鋭い超音波ビームを送信す
るためダイナミツクフオーカスが行われている。
すなわち、深度方向を複数の領域に分割して各領
域に焦点が合うように超音波を送受信して各領域
ごとの超音波反射波を測定することにより広範囲
にわたり生体内の断層像が得られ、また一定範囲
における分割領域の数を増やせば生体内のより精
密な断層像を画像表示することができる。
しかしながら、前記分割領域を増やしていけば
超音波ビームを更に鋭くしなければならず、また
増やした数だけ超音波の送受信回数が増えること
から一断面の断層像の画像形成に時間がかかると
いう欠点が生じていた。このことから、レーダや
ソナーの応用分野で周知である合成開口法の技術
を超音波診断装置へ応用することが提案されてい
る。
超音波ビームを更に鋭くしなければならず、また
増やした数だけ超音波の送受信回数が増えること
から一断面の断層像の画像形成に時間がかかると
いう欠点が生じていた。このことから、レーダや
ソナーの応用分野で周知である合成開口法の技術
を超音波診断装置へ応用することが提案されてい
る。
この合成開口法とは、送受信を繰返しながら送
受信位置を移動させ生体内に超音波送受信を行
い、受信信号を位相を含めて記憶させた後に生体
内の各点に焦点が合うように受信波形を合成して
各点の画像信号を得る方法であり、第１図にその
波形合成の説明が示されている。
受信位置を移動させ生体内に超音波送受信を行
い、受信信号を位相を含めて記憶させた後に生体
内の各点に焦点が合うように受信波形を合成して
各点の画像信号を得る方法であり、第１図にその
波形合成の説明が示されている。
図において、T1，T2，T3……Toを振動子と
し、この振動子から順次超音波パルスを送信する
と、同じ振動子で受信された受信波形はU1（ｔ），
U2（ｔ），U3（ｔ）……Uo（ｔ）で表される波形と
なつて得られる。この時に振動子T1，T2，T3，
……Toからl1，l2，l3……lo離れた点Ｆに焦点を合
わせ、この点の測定をする場合は各振動子と点Ｆ
間を超音波が往復するのに要する時間τiだけ移動
させて加算した波形Ｓ（ｔ）を求める。すなわち、 Ｓ（ｔ）＝o 〓i=1 Ui（ｔ＋ti） ただしτi＝2li／ｃ（ｃ：音速） で表わされ、これは図中の双曲線ｆ上の振幅を加
算することに相当し大きな振幅を得ることができ
る。また他の点ＰについてはT1，T2，T3……To
と点Ｐとの位置関係に対応するUi（ｔ）上のデー
タは双曲線ｐ上の振幅となり、これらを加算すれ
ばこれらの振幅は互いに打ち消しあつて小さくな
る。
し、この振動子から順次超音波パルスを送信する
と、同じ振動子で受信された受信波形はU1（ｔ），
U2（ｔ），U3（ｔ）……Uo（ｔ）で表される波形と
なつて得られる。この時に振動子T1，T2，T3，
……Toからl1，l2，l3……lo離れた点Ｆに焦点を合
わせ、この点の測定をする場合は各振動子と点Ｆ
間を超音波が往復するのに要する時間τiだけ移動
させて加算した波形Ｓ（ｔ）を求める。すなわち、 Ｓ（ｔ）＝o 〓i=1 Ui（ｔ＋ti） ただしτi＝2li／ｃ（ｃ：音速） で表わされ、これは図中の双曲線ｆ上の振幅を加
算することに相当し大きな振幅を得ることができ
る。また他の点ＰについてはT1，T2，T3……To
と点Ｐとの位置関係に対応するUi（ｔ）上のデー
タは双曲線ｐ上の振幅となり、これらを加算すれ
ばこれらの振幅は互いに打ち消しあつて小さくな
る。
従つて、点Ｆに焦点を合わせればUi（ｔ）のそ
れぞれの受信波は同一位相で加算され振幅は大き
くなるので、この焦点の位置を順次変えて構成す
れば高解像度の断層像が得られることが理解され
る。
れぞれの受信波は同一位相で加算され振幅は大き
くなるので、この焦点の位置を順次変えて構成す
れば高解像度の断層像が得られることが理解され
る。
しかしながら、前述した焦点以外の点Ｆの位置
によつては受信信号が同位相で加算される場合が
あり、これは焦点Ｆの各波形加算の際に仮想的な
音波の干渉が生じ、あたかも超音波ビームが放射
されてるように見える現像、一般にサイドローブ
といわれる現象が生じるという欠点があり、断層
画像の画質を劣化させるという問題があつた。
によつては受信信号が同位相で加算される場合が
あり、これは焦点Ｆの各波形加算の際に仮想的な
音波の干渉が生じ、あたかも超音波ビームが放射
されてるように見える現像、一般にサイドローブ
といわれる現象が生じるという欠点があり、断層
画像の画質を劣化させるという問題があつた。
［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、合成開口法による超音波診断
装置におけるサイドローブを除去して生体内の特
質分布を良好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。
あり、その目的は、合成開口法による超音波診断
装置におけるサイドローブを除去して生体内の特
質分布を良好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。
［発明の構成］
前記目的を達成するために、本発明は、生体内
に送波された超音波パルスが生体内を透過した透
過波又は前記生体内から反射した反射波を受波す
る受波器と、前記受波器からの受信信号をＡ／Ｄ
変換するＡ／Ｄ変換器と、前記Ａ／Ｄ変換された
受信信号をその受信信号ごとに格納するメモリ
と、を含み、前記メモリからそれぞれ前記受信信
号を読み出し、それぞれ位相を調整して合成加算
演算し、生体内の断層画像を形成する超音波診断
装置において、前記受波器と前記Ａ／Ｄ変換器と
の間には、前記受波器からの受信信号をその受信
信号ごとに対数増幅する対数増幅器に設けられた
ことを特徴とする。
に送波された超音波パルスが生体内を透過した透
過波又は前記生体内から反射した反射波を受波す
る受波器と、前記受波器からの受信信号をＡ／Ｄ
変換するＡ／Ｄ変換器と、前記Ａ／Ｄ変換された
受信信号をその受信信号ごとに格納するメモリ
と、を含み、前記メモリからそれぞれ前記受信信
号を読み出し、それぞれ位相を調整して合成加算
演算し、生体内の断層画像を形成する超音波診断
装置において、前記受波器と前記Ａ／Ｄ変換器と
の間には、前記受波器からの受信信号をその受信
信号ごとに対数増幅する対数増幅器に設けられた
ことを特徴とする。
［作用］
上記構成によれば、Ａ／Ｄ変換器の前に対数増
幅器が設けられているので、受信された受信信号
は対数増幅された後にＡ／Ｄ変換され、さらに合
成開口法に基づく合成加算演算されることにな
る。
幅器が設けられているので、受信された受信信号
は対数増幅された後にＡ／Ｄ変換され、さらに合
成開口法に基づく合成加算演算されることにな
る。
従つて、受信信号は圧縮された状態でＡ／Ｄ変
換される。また、各受信信号ごとに対数増幅され
合成加算されるので、メインローブとサイドロー
ブとの信号の大きさの差を増大させることができ
る。
換される。また、各受信信号ごとに対数増幅され
合成加算されるので、メインローブとサイドロー
ブとの信号の大きさの差を増大させることができ
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。
説明する。
本発明において特徴的なことは、超音波受信信
号を非線形に増幅する対数増幅器を設けたので合
成開口法を適用した超音波診断装置において発生
するサイドローブを除去できることであり、まず
第２図に基づいてこのサイドローブ除去の説明を
する。
号を非線形に増幅する対数増幅器を設けたので合
成開口法を適用した超音波診断装置において発生
するサイドローブを除去できることであり、まず
第２図に基づいてこのサイドローブ除去の説明を
する。
生体内のある点Ｆと点Ｐは振動子から十分遠方
にあり、T1，T2，T3……Toから点Ｆ，Ｐに結ぶ
線は平行とみなせることから図のように点Ｐ方向
は点Ｆ方向からθ角の方向にある場合を考える。
前記点Ｆに焦点を合わせた場合の点Ｐからのサイ
ドローブ信号が第２図左に示す波形であつたとす
ると各振動子で受信した受信波は時間τずつずれ
たものである。時間τは τ＝2d／ｃsinθ （ｄ：振動子間距離、ｃ：音速） で表わされ、これを変形した式cτ＝2d sinθにお
いて、cτが波長λの整数倍になる場合（cτ＝mλ）
に受信波は干渉する。この時の点Ｐの方向角θm
は θm＝arc sin（mλ／2d） （ｍ：整数） で表わされる。
にあり、T1，T2，T3……Toから点Ｆ，Ｐに結ぶ
線は平行とみなせることから図のように点Ｐ方向
は点Ｆ方向からθ角の方向にある場合を考える。
前記点Ｆに焦点を合わせた場合の点Ｐからのサイ
ドローブ信号が第２図左に示す波形であつたとす
ると各振動子で受信した受信波は時間τずつずれ
たものである。時間τは τ＝2d／ｃsinθ （ｄ：振動子間距離、ｃ：音速） で表わされ、これを変形した式cτ＝2d sinθにお
いて、cτが波長λの整数倍になる場合（cτ＝mλ）
に受信波は干渉する。この時の点Ｐの方向角θm
は θm＝arc sin（mλ／2d） （ｍ：整数） で表わされる。
すなわち、点Ｐがθm方向にある場合は点Ｐか
らの反射波が同位相で加算され（第２図Ｃ）大き
な振幅となつてサイドローブが現われ、ｍ＝１の
場合が最も強くなる。
らの反射波が同位相で加算され（第２図Ｃ）大き
な振幅となつてサイドローブが現われ、ｍ＝１の
場合が最も強くなる。
次に、ｍ＝１の場合（θ1方向）のサイドローブ
について考える。
について考える。
各振動子の指向性ｒ（θ）とすれば従来装置に
おいては、各受信波形が合成開口法に基づく合成
演算される前に（例えば受波器のすぐ後で）線形
に加算されるのでθ1方向のサイドローブは、振幅
をａ、振動子の数をｎとすると nar（θ1） …(1) で表わされ、この指向性ｒ（θ）は焦点Ｆ方向で
はθ＝０であり通常ｒ（０）＝１に規格化されるか
ら、点Ｆでのメインローブは、 nar（０）＝na …(2) となる。
おいては、各受信波形が合成開口法に基づく合成
演算される前に（例えば受波器のすぐ後で）線形
に加算されるのでθ1方向のサイドローブは、振幅
をａ、振動子の数をｎとすると nar（θ1） …(1) で表わされ、この指向性ｒ（θ）は焦点Ｆ方向で
はθ＝０であり通常ｒ（０）＝１に規格化されるか
ら、点Ｆでのメインローブは、 nar（０）＝na …(2) となる。
そして、従来装置において前記線形増幅された
受信信号は合成開口法に基づく合成演算がされた
後に、一般的に、対数増幅が行われて画像表示さ
れる。つまり、各受信信号のレベル差が非常に大
きいため輝度変調して画像表示した場合に見ずら
くなるので、対数増幅が行われている。ここで、
対数増幅を行う場合には、一般的に、増幅器入力
信号viが雑音レベルδより小さい場合には出力は
０として処理され、大きい場合に限り入力信号は
対数増幅される。該増幅器出力v0を式で表わせ
ば、 βlog（vi／δ） …δvi v0＝０ …δ＜｜vi｜ −βlog（｜vi｜／δ）…δvi （β：定数） となる。
受信信号は合成開口法に基づく合成演算がされた
後に、一般的に、対数増幅が行われて画像表示さ
れる。つまり、各受信信号のレベル差が非常に大
きいため輝度変調して画像表示した場合に見ずら
くなるので、対数増幅が行われている。ここで、
対数増幅を行う場合には、一般的に、増幅器入力
信号viが雑音レベルδより小さい場合には出力は
０として処理され、大きい場合に限り入力信号は
対数増幅される。該増幅器出力v0を式で表わせ
ば、 βlog（vi／δ） …δvi v0＝０ …δ＜｜vi｜ −βlog（｜vi｜／δ）…δvi （β：定数） となる。
従つて、前述したサイドローブ(1)式とメインロ
ーブ(2)式を対数増幅すれば、(3)式のδviの時の
式ｖ＝δlog（vi／δ）に代入した式として表わす
ことができ、この差を求めると、 δlog（na／δ）−δlog｛nar（θ1）／δ｝ ＝δlog｛１／ｒ（θ1）｝ …(4) となり、この(4)式はメインローブレベルとサイド
ローブレベルの差を表わすものである。
ーブ(2)式を対数増幅すれば、(3)式のδviの時の
式ｖ＝δlog（vi／δ）に代入した式として表わす
ことができ、この差を求めると、 δlog（na／δ）−δlog｛nar（θ1）／δ｝ ＝δlog｛１／ｒ（θ1）｝ …(4) となり、この(4)式はメインローブレベルとサイド
ローブレベルの差を表わすものである。
これに対し、本発明に係る装置においては各受
信信号をその受信信号ごとにそれぞれ別に対数増
幅した後に合成演算を行うものである。すなわ
ち、加算される前のサイドローブ信号はar（θ1）
であり、メインローブ信号はａ｛ir（０）＝１｝で
あるからこれを(3)式により対数増幅すれば、それ
ぞれβlog｛ar（θ1）／δ｝，βlog（ａ／δ）となる
。
そして、これらの信号を加算すればサイドローブ
レベルはnβlog｛ar（θ1／δ｝、メインローブレベル
はｎ log（ａ／δ）であるからこれらの差は、 nβlog（ａ／δ） −nβlog｛ar（θ1）／δ｝ ＝βlog｛１／ｒ（θ1）｝n …(5) となる。
信信号をその受信信号ごとにそれぞれ別に対数増
幅した後に合成演算を行うものである。すなわ
ち、加算される前のサイドローブ信号はar（θ1）
であり、メインローブ信号はａ｛ir（０）＝１｝で
あるからこれを(3)式により対数増幅すれば、それ
ぞれβlog｛ar（θ1）／δ｝，βlog（ａ／δ）となる
。
そして、これらの信号を加算すればサイドローブ
レベルはnβlog｛ar（θ1／δ｝、メインローブレベル
はｎ log（ａ／δ）であるからこれらの差は、 nβlog（ａ／δ） −nβlog｛ar（θ1）／δ｝ ＝βlog｛１／ｒ（θ1）｝n …(5) となる。
従つて、(4)式と(5)式を比較すると、
βlog｛１／ｒ（θ1）｝n
≫βlog｛１／ｒ（θ1）｝
（∴０＜ｒ（θ）＜１）
であり、従来装置と本発明ではメインローブレベ
ルとサイドローブレベルの差は大きな違いが生じ
る。
ルとサイドローブレベルの差は大きな違いが生じ
る。
すなわち、本発明によればメインローブレベル
とサイドローブレベルの差を大きくすることがで
き、このことによりサイドローブ信号の除去が有
効に行えることが理解される。つまり、本発明に
よれば、合成演算を行う前に各受信信号を対数増
幅するため合成演算を行つた後に、メインローブ
レベルとサイドローブレベルとの大きな差を得ら
れる。
とサイドローブレベルの差を大きくすることがで
き、このことによりサイドローブ信号の除去が有
効に行えることが理解される。つまり、本発明に
よれば、合成演算を行う前に各受信信号を対数増
幅するため合成演算を行つた後に、メインローブ
レベルとサイドローブレベルとの大きな差を得ら
れる。
第３図には本発明に係る好適な実施例が示され
ている。
ている。
超音波送受信器１０には配列振動子１２と、こ
の配列振動子の振動制御を行うマルチプレクサ１
４と、発振器１６が設けられており、制御器１８
の制御に基づいて発振器１６から得られた電気信
号はドライバ２０を介してマルチプレクサ１４に
供給され、該電気信号は順次超音波に変換されて
生体内に送信される。また生体内からの反射波は
前記各振動子によつて受信され、各振動子の受信
波毎に対数増幅器２２によつて対数増幅される。
の配列振動子の振動制御を行うマルチプレクサ１
４と、発振器１６が設けられており、制御器１８
の制御に基づいて発振器１６から得られた電気信
号はドライバ２０を介してマルチプレクサ１４に
供給され、該電気信号は順次超音波に変換されて
生体内に送信される。また生体内からの反射波は
前記各振動子によつて受信され、各振動子の受信
波毎に対数増幅器２２によつて対数増幅される。
そして、対数増幅された受信波信号は直交検波
器２４に供給されホログラム変換が行われる。す
なわち、発振器１６から出力された電気信号は移
送器２６を介して乗算器２８，３０に供給され、
送信超音波の中心周波数を持つ余弦波と正弦波が
増幅された受信信号に乗算され、これを低域通過
フイルタ３２，３４に入力して搬送波を除去すれ
ば受信信号の振幅と位相の情報をもつ信号（ホロ
グラム）が得られる。
器２４に供給されホログラム変換が行われる。す
なわち、発振器１６から出力された電気信号は移
送器２６を介して乗算器２８，３０に供給され、
送信超音波の中心周波数を持つ余弦波と正弦波が
増幅された受信信号に乗算され、これを低域通過
フイルタ３２，３４に入力して搬送波を除去すれ
ば受信信号の振幅と位相の情報をもつ信号（ホロ
グラム）が得られる。
本実施例において前記対数増幅器は直交検波器
２４の前に配置されているが、第４図ｃに示され
るように直交検波器２４の後に配置することもで
きる。もちろん、上記対数増幅器は、メモリ４０
の前に必ずしも配置されなくても良く、合成開口
法に基づく合成加算演算を行う前であれば、任意
な個所に配置可能である。しかしながら、後述す
るように、メモリ４０の容量を減少させるために
は、対数増幅器をメモリ４０の前、厳密にはその
前に設けられているＡ／Ｄ変換器の前に配置しな
ければならない。
２４の前に配置されているが、第４図ｃに示され
るように直交検波器２４の後に配置することもで
きる。もちろん、上記対数増幅器は、メモリ４０
の前に必ずしも配置されなくても良く、合成開口
法に基づく合成加算演算を行う前であれば、任意
な個所に配置可能である。しかしながら、後述す
るように、メモリ４０の容量を減少させるために
は、対数増幅器をメモリ４０の前、厳密にはその
前に設けられているＡ／Ｄ変換器の前に配置しな
ければならない。
このようにして得られたホログラムは、Ａ／Ｄ
変換器３６，３８にてＡ／Ｄ変換されメモリ４０
に供給されて一旦記憶される。一般にＡ／Ｄ変換
器やデジタルメモリは入力信号の変動幅が大きい
ほど、Ａ／Ｄ変換器のビツト数が多くなりメモリ
容量も大となる。しかし本発明に係る装置は、対
数増幅器２２の使用により前述したホログラムの
振幅変動範囲が圧縮されており、信号記録あるい
は処理が容易となる。
変換器３６，３８にてＡ／Ｄ変換されメモリ４０
に供給されて一旦記憶される。一般にＡ／Ｄ変換
器やデジタルメモリは入力信号の変動幅が大きい
ほど、Ａ／Ｄ変換器のビツト数が多くなりメモリ
容量も大となる。しかし本発明に係る装置は、対
数増幅器２２の使用により前述したホログラムの
振幅変動範囲が圧縮されており、信号記録あるい
は処理が容易となる。
次に、メモリ４０で記録されたホログラムは乗
算器４２，４４によつて前述した余弦波と正弦波
が再度乗算され、加算器４６にて直交検波前の受
信波信号に再生される。該加算器４６の出力は演
算器４８に入力され、各振動子の受信信号を適当
に時間間隔移動させて加算演算すれば生体内の各
焦点における情報が得られ、生体内の断層像は画
像メモリ５０を介してTVモニタ５２に画像形成
される。
算器４２，４４によつて前述した余弦波と正弦波
が再度乗算され、加算器４６にて直交検波前の受
信波信号に再生される。該加算器４６の出力は演
算器４８に入力され、各振動子の受信信号を適当
に時間間隔移動させて加算演算すれば生体内の各
焦点における情報が得られ、生体内の断層像は画
像メモリ５０を介してTVモニタ５２に画像形成
される。
また、各振動子に対応するメモリ４０の領域の
内容を更新することを繰り返すように制御すると
常に最新のホログラムが記憶され、TVモニタ５
２には、更新された新しい情報に基づく断層像を
適宜画像表示することが可能となる。
内容を更新することを繰り返すように制御すると
常に最新のホログラムが記憶され、TVモニタ５
２には、更新された新しい情報に基づく断層像を
適宜画像表示することが可能となる。
なお、本実施例においては、送受信号は同一振
動子によつて行つているが、送信した振動子と別
の振動子で超音波を受信させたり、一対の振動子
を機械的に走査させることによつても超音波の送
受信を行うことができ、また受信する超音波は生
体内からの反射波に限らず透過波であつても同じ
効果を得ることができる。
動子によつて行つているが、送信した振動子と別
の振動子で超音波を受信させたり、一対の振動子
を機械的に走査させることによつても超音波の送
受信を行うことができ、また受信する超音波は生
体内からの反射波に限らず透過波であつても同じ
効果を得ることができる。
［発明の効果］
以上説明したように、本発明によれば、各振動
子により受信した生体内の超音波透過波あるいは
反射波を非線形に増幅して記録しているので、合
成開口技術にて生体内の各焦点における像を合成
する際に生じるサイドローブが除去され、送受波
した生体の高精度な断層画像を得ることができ、
病気の診断に有益な情報を提供することが可能と
なる。
子により受信した生体内の超音波透過波あるいは
反射波を非線形に増幅して記録しているので、合
成開口技術にて生体内の各焦点における像を合成
する際に生じるサイドローブが除去され、送受波
した生体の高精度な断層画像を得ることができ、
病気の診断に有益な情報を提供することが可能と
なる。
また、対数増幅器を受波器とＡ／Ｄ変換器との
間に設けたので、Ａ／Ｄ変換器のビツト数を減少
させても精度の高い受信情報を得ることができ、
加えて、メモリの容量を減少させることができ、
このようなことから迅速な受信信号の合成演算処
理が可能である。
間に設けたので、Ａ／Ｄ変換器のビツト数を減少
させても精度の高い受信情報を得ることができ、
加えて、メモリの容量を減少させることができ、
このようなことから迅速な受信信号の合成演算処
理が可能である。
第１図は合成開口法の説明図、第２図はサイド
ローブの説明図、第３図は本発明に係る超音波診
断装置の好適な実施例を示す説明図、第４図は対
数増幅器の配置の説明図である。 １０……送受信器、１２……配列振動子、１８
……制御器、２２……対数増幅器、４０……メモ
リ、４８……演算器、５２……TVモニタ。
ローブの説明図、第３図は本発明に係る超音波診
断装置の好適な実施例を示す説明図、第４図は対
数増幅器の配置の説明図である。 １０……送受信器、１２……配列振動子、１８
……制御器、２２……対数増幅器、４０……メモ
リ、４８……演算器、５２……TVモニタ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 生体内に送波された超音波パルスが生体内を
透過した透過波又は前記生体内から反射した反射
波を受波する受波器と、 前記受波器からの受信信号をＡ／Ｄ変換する
Ａ／Ｄ変換器と、 前記Ａ／Ｄ変換された受信信号をその受信信号
ごとに格納するメモリと、 を含み、 前記メモリからそれぞれ前記受信信号を読み出
し、それぞれ位相を調整して合成加算演算し、生
体内の断層画像を形成する超音波診断装置におい
て、 前記受波器と前記Ａ／Ｄ変換器との間には、 前記受波器からの受信信号をその受信信号ごと
に対数増幅する対数増幅器が設けられたことを特
徴とする超音波診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6993685A JPS61228835A (ja) | 1985-04-04 | 1985-04-04 | 超音波診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6993685A JPS61228835A (ja) | 1985-04-04 | 1985-04-04 | 超音波診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61228835A JPS61228835A (ja) | 1986-10-13 |
| JPH0259732B2 true JPH0259732B2 (ja) | 1990-12-13 |
Family
ID=13417045
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6993685A Granted JPS61228835A (ja) | 1985-04-04 | 1985-04-04 | 超音波診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61228835A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63228288A (ja) * | 1987-03-17 | 1988-09-22 | 富士通株式会社 | 公金自動処理装置 |
| JP5473381B2 (ja) * | 2008-06-23 | 2014-04-16 | キヤノン株式会社 | 超音波装置 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59137040A (ja) * | 1983-01-28 | 1984-08-06 | 株式会社東芝 | 開口合成法超音波診断装置 |
| JPS6048736A (ja) * | 1983-08-29 | 1985-03-16 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| JPS6080444A (ja) * | 1983-10-07 | 1985-05-08 | 富士通株式会社 | 超音波診断装置 |
| JPS61335A (ja) * | 1984-06-12 | 1986-01-06 | 富士通株式会社 | 超音波診断装置 |
-
1985
- 1985-04-04 JP JP6993685A patent/JPS61228835A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61228835A (ja) | 1986-10-13 |
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